JP4168740B2

JP4168740B2 - Collagen artificial blood vessel

Info

Publication number: JP4168740B2
Application number: JP2002361522A
Authority: JP
Inventors: 典久笹山; 伸年土居; 幸弘守永; 和久松田
Original assignee: Nipro Corp
Current assignee: Nipro Corp
Priority date: 2002-12-12
Filing date: 2002-12-12
Publication date: 2008-10-22
Anticipated expiration: 2022-12-12
Also published as: JP2004188037A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は生分解性物質であるコラーゲンで調製された不織布を含む膜状物を加工して得られる人工血管に関する。詳細には、動脈や静脈が閉塞した場合における修復手術に利用したり、あるいは再生医療分野において血管再生用基材として利用可能な、移植用人工血管及びその製造方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
現在、臨床において種々の人工血管が、疾患または損傷のある動脈や静脈の代替品として広く使用されている。しかし、従来の種々の人工血管はいくつかの問題を有している。例えば、生体適合性でない合成材料のみで作られた人工血管は、その人工血管を移植した宿主からの免疫学的反応や血液凝固反応を誘発し、特に血流の遅い静脈系の代替に使用される場合には、血管の閉塞が起こりやすくなる。また、合成材料のみで作られた人工血管は、それと接続される生体本来の血管とは血管内の圧力変化に対する柔軟性が異なるため、動脈瘤や血管破裂を誘発する恐れがあった。
【０００３】
一方、生体血管を物理的、化学的に加工し、人工血管として使用する試みも種々なされてきた。
例えば、特許文献１には、動物血管の血管壁を蟻酸によって処理し、この処理血管壁にコラーゲン、フィブロネクチン及びフィブリノゲンを被覆して被覆血管壁を構築することを特徴とする人工血管が記載されている。
また、特許文献２には哺乳動物の血管もしくは尿管から加工した、９０％以上が無傷で残存している基底膜を有するコラーゲン性の弾性線維を主成分とする細胞外マトリックスからなるチューブ状の天然物層と、その外側に生体適合性と生体内安定性を有するポリウレタン繊維を巻きつけて網目状に形成した合成物層とを複合一体化した二層構造からなる人工血管について記載されている。
しかしながら、哺乳動物の血管壁を蟻酸等の処理にて加工したコラーゲン質の人工血管は、強度的に脆弱であり縫合することが不可能なため、生体適合性の良い非吸収性材料あるいは吸収性材料を用いて補強することが必要であったり、長期間の移植では動脈瘤の発生が起こるなど、満足なものは未だに開発されていない。
【０００４】
【特許文献１】
特許第３０２６３７０号公報
【特許文献２】
特開平４−２４２６４２号公報（第３欄、第３７〜３８行および第４欄、第１〜６行）
【０００５】
こうして、現在は、生体適合性材料（ポリグリコール酸、ポリ乳酸、ポリ乳酸ポリグリコール酸共重合体、ポリリン酸、コラーゲン、ゼラチン、キチン、キトサン等）を用いて、人工血管を製造する種々の試みがなされている。
【０００６】
生体適合性材料の中でも、生体を構成する主要なタンパク質であるコラーゲンは、特に生体適合性、組織再生、細胞増殖等に関し優れた効果を持ち合わせている為、種々に処理され調製された医療用コラーゲン製基材が、医療分野の、特に外科的処置並びに外傷の治療に有用な素材として知られている。
これらのコラーゲンを用いた医療用材料器具の製造においては、動物や人の組織を直接処理して、組織の形状を維持したまま、主にコラーゲン質のみをそのまま利用したり、さらにこれを後加工する場合もある。しかし、これらは使い勝手の良い医療用具の形状や剤形として、任意に加工する事が難しい上、加工されたコラーゲン質は脆弱であったり、コラーゲンの抗原性発現部位がそのまま残された状態である為に問題があった。
そこで、医療用材料器具に使用するコラーゲンは、主として原料である動物から、酸、アルカリ、中性等の条件下で酵素などにより抽出し、粘調なコラーゲン溶液またはこの溶液を乾燥させた固体の状態として得る方法が一般的に用いられるようになった。また更に、ペプシン処理を施すことによって抗原性発現部位を除去し、体内または体表面に移植した際に抗原性が無い、より医療基材に好適なコラーゲン（アテロコラーゲン）を得る方法も用いられている。
【０００７】
このようにして得られたコラーゲン溶液から、医療用基材を製造する方法としては、コラーゲン溶液を凍結乾燥して、スポンジ状の基材を製造する方法や、コラーゲン溶液を湿式または乾式紡糸法で紡糸し、繊維状の基材を製造する方法など種々の方法が知られている。
コラーゲン溶液を湿式または乾式紡糸法で紡糸し、繊維状の基材を製造する方法の一例として、特許文献３には、コラーゲン物質をアミン類、アルカリおよび硫酸ソーダを使用する方法により分子状に水中に可溶化し、得られたコラーゲン水溶液を紡糸原液として紡糸コラーゲン繊維を生成し、ステープル長に切断して耐水処理するかまたは耐水処理してから切断してコラーゲン繊維ステープルとし、次いで乾式法または湿式法により不織布状に形成することを特徴とする、外科用創傷被覆材の製造方法が知られている（例えば、特許文献３）。
また、イオン化性、水不溶性のコラーゲンの部分塩である凝血−接着性繊維を、９５〜８０容量部の水混和性有機液体と５〜２０容量部の水からなる混合物中にランダムに縦横に移動させつつエタノール槽底部に沈降させ（スラリー化）し、この繊維を広げてウェッブを製造し、このウェッブを乾燥する、コラーゲン不織布の製造方法も知られている（例えば、特許文献４）。
さらに、コラーゲン水溶液をエタノール等の親水性有機溶媒中に吐出し、コラーゲンを糸状に成形し、槽底部に沈降しスラリー化したコラーゲンを取り出して、コラーゲン糸の積層構造物を作製する方法が知られている（例えば、特許文献５〜７参照）。
【０００８】
【特許文献３】
特開昭５０−１４１１９号公報
【特許文献４】
特公昭５４−３６４４１号公報
【特許文献５】
特開２０００−９３４９７号公報
【特許文献６】
特開２０００−２１０３７６号公報
【特許文献７】
特開２０００−２７１２０７号公報
【０００９】
しかし、このような従来方法で得られるコラーゲン不織布を用いて人工血管を製造した場合、コラーゲン繊維ステープルや親水性有機溶媒中へのコラーゲン吐出物の分散を均一にすることが実質的に不可能であるため、部分的に強度が弱い部分が発生したり、均一な厚みを持った不織布が得られない等の問題があった。
また、従来の製造法では、コラーゲン不織布の製造工程において、一旦コラーゲンの糸状物をステープル状に切断したり、スラリー化したコラーゲンを取り出す等の煩雑な作業が必要であり、工業的生産が困難であった。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】
そこで、縫合に耐える適度な強度を有し、かつ生体内分解性の高い、生体適合性材料からなる人工血管の開発が切望されており、本発明はそのような人工血管の提供を課題とする。
【００１１】
【課題を解決するための手段】
本発明はこのような課題に鑑みてなされたものであり、コラーゲンが均一に分散された不織布を用いることによって、強度的に十分耐えうる人工血管を得ることができる。
【００１２】
すなわち、本発明は、
（１）コラーゲン糸状物が複数本ほぼ平行に配列した層状物を、コラーゲン糸状物の配列方向が互いに角度をなすように複数重ね、接着されたコラーゲン不織布を、管状に成型してなる人工血管、
（２）コラーゲン糸状物が約０〜４０ｍｍの間隔で、ほぼ平行に配列した、上記（１）記載の人工血管、
（３）コラーゲン糸状物のなす鋭角の角度が約５°以下であるように、複数本ほぼ平行に配列された、上記（１）記載の人工血管。
（４）コラーゲン不織布が生分解性物質でコーティングされた、上記（１）記載の人工血管、
（５）コラーゲン不織布に抗血栓性材料が塗布された、上記（１）記載の人工血管、
（６）人工血管の最内層に、さらに生分解性物質からなる平滑フィルム層を有する、上記（１）記載の人工血管、
（７）生分解性物質がコラーゲンである、上記（６）記載の人工血管。
（８）平滑フィルム層に抗血栓性材料を塗布したことを特徴とする上記（１）記載の人工血管、
（９）抗血栓性材料がヘパリンであることを特徴とする上記（５）または（８）記載の人工血管、および
（１０）コラーゲン糸状物を複数本ほぼ平行に配列した層状物を、コラーゲン糸状物の配列方向が互いに角度をなすように複数重ね、接着することによってコラーゲン不織布を作製し、該コラーゲン不織布を円柱またはチューブの側面に巻きつけることにより積層して管状に成型することを特徴とする、人工血管の製造方法
である
【００１３】
本発明の人工血管において、コラーゲン糸状物とは、コラーゲンからなる、通常の糸のように柔軟性を有する巻き取り可能な繊維状体である。その径は特に限定はされないが、約５μｍ〜１.５ｍｍ程度のほぼ均一な外径を有するものが好適で、更に約１０〜２００μｍ程度のほぼ均一な外径を有するものが最適である。
また、コラーゲン糸状物は生分解性材料でコーティングされていてもよい。生分解性材料としては、コラーゲンやヒアルロン酸等が挙げられる。
【００１４】
コラーゲン糸状物が複数本ほぼ平行に配列した層状物とは、複数本の糸状物が同一平面上に略均等な間隔をあけて直線的に配置された層状物であり、同じ層状物において、配列された糸状物のなす鋭角の角度は約５°以下であり、好ましくは約０°である。また、同じ層状物でのコラーゲン糸状物の間隔は、通常、約０〜４０ｍｍであり、好ましくは約０〜１０ｍｍ、さらに好ましくは約０〜１ｍｍである。
【００１５】
糸状物の配列方向が互いに角度をなすようにとは、第１の層状物に配列された糸状物と第２の層状物に配列された糸状物との配列方向のなす鋭角の角度が０°ではないことを示す。また、複数重ねるとは、２以上の層状物が互いに接触している状態である。本発明の人工血管は、このような２以上の層状物からなる積層体を含むコラーゲン不織布を用いて作製した人工血管である。
本発明の人工血管に用いるコラーゲン不織布は、コラーゲン糸状物が複数本ほぼ平行に配列されてなる第１の層状物または第２の層状物の上に、さらにコラーゲン糸状物が複数本ほぼ平行に配列された第３の層状物が、第１の層状物または第２の層状物の糸状物の配列方向と第３の層状物の糸状物の配列方向とが角度をなすように積層し、相互に接着された３層からなる積層体を含むコラーゲン不織布であってもよい。さらに、上記第１の層状物および第２の層状物からなる積層体の両面に、コラーゲン糸状物が複数本ほぼ平行に配列された層状物が、同様に積層された４層からなる積層体を含むコラーゲン不織布であってもよく、同様に積層された５層以上からなる積層体を含むコラーゲン不織布であってもよい。
【００１６】
３層以上からなる積層体を含む場合、コラーゲン糸状物の配列方向が角度をなすのは、互いに接する層状物の糸状物配列方向であって、接していない層状物同士の糸状物配列方向は必ずしも角度をなす必要はなく、なす角度が０°であってもよい。例えば、３層からなる積層体において第３の層状物が第２の層状物の上に積層された場合、第１の層状物と第２の層状物、ならびに、第２の層状物と第３の層状物の糸状物の配列方向は角度をなす必要があるが、第１の層状物と第３の層状物の糸状物の配列方向は、角度をなしていてもよく、角度が０°であってもよい。
３層以上からなる積層体においては、積層される糸状物の配列方向のなす角度は一定に保たれていてもよく、ランダムであってもよい。前者としては、例えば、第１の層状物の糸状物の配列方向と他の層状物の糸状物の配列方向がなす鋭角の角度が約２０°以下であるように積層された複数の層状物からなる積層体が挙げられる。
また、コラーゲン不織布を構成する積層体は、このような２層以上からなる積層体がさらに複数積み重ねられることによって形成された積層体であってもよい。この場合、積層される第１の積層体と第２の積層体が接する部分の層状物の糸状物の配列方向は角度をなしている。３つ以上の積層体を積み重ねる場合、積み重ねられた積層体が接する部分の層の糸状物の配列方向がなす角度は、一定に保たれていてもよく、ランダムであってもよい。前者としては、例えば、積み重ねられた積層体が接する部分の層の糸状物の配列方向がなす、鋭角の角度が約７０〜９０°となるように、複層の積層体が積み重ねられた積層体が挙げられる。
【００１７】
コラーゲン不織布は、互いに接する層状物のコラーゲン糸状物同士がその接触部で接着されることによって形成される、布状の構造体である。コラーゲン不織布には、バインダー処理等を施しておいてもよい。
【００１８】
管状に成型してなる人工血管とは、コラーゲン不織布が管状に積層された人工血管であり、管の内側から外側へコラーゲン不織布が積層された構造を有している。本発明の人工血管は、コラーゲン不織布のみからなるものであってもよい。
また、本発明の人工血管は、最内層に平滑フィルム層を有していてもよい。平滑フィルム層によって人工血管の内腔面を平滑にすることは、白血球や血小板等の血球成分の付着、さらにはタンパク等の血液成分の付着が続くことによって生ずる血液凝固を防止する層（抗血栓層）として有効であると考えられる。平滑フィルム層は生分解性物質で構成される。生分解性物質としては、コラーゲンやヒアルロン酸等が挙げられ、コラーゲンが好ましい。
さらに、平滑フィルム層による平滑層だけでは、血液と接触する最内層を完全に抗血栓性に改善することはできないため、平滑フィルム層に抗血栓性材料を塗布することも可能である。抗血栓性材料としては、ヘパリン、低分子ヘパリン、ワーファリンやメシル酸ナファモスタット等が挙げられ、ヘパリンが好ましい。また、抗血小板薬として、血小板の粘着、凝集を抑制することにより、血栓形成を予防する効果のあるアスピリン等を塗布してもよい。
【００１９】
次に、本発明の人工血管の製造方法について説明する。
本発明のコラーゲン不織布は、コラーゲン糸状物を複数本ほぼ平行に配列した層状物を、コラーゲン糸状物の配列方向が角度をなすように複数重ね、接着することによって作製される。
各層状物は、コラーゲン糸状物を複数本ほぼ平行に配列することによって形成される。該層状物は、コラーゲン糸状物の配列方向が互いに角度をなすように複数重ねられる。具体的な積層方法の一例としては、疎水性材料からなる平板上にコラーゲン糸状物を複数本ほぼ平行に配置し、さらにその配置された糸状物と角度をなすように、コラーゲン糸状物を複数本ほぼ平行に配置する方法が挙げられる。
【００２０】
層状物を接着するとは、互いに接する層状物と層状物とのコラーゲン糸状物同士がその接触部で接着されることである。
例えば、コラーゲン糸状物が、湿式紡糸法において生成された乾燥前（湿潤状態にある）の糸状物である場合や、生分解性物質の溶液でコーティングされたコラーゲン糸状物である場合等のように、コラーゲン糸状物がそれ自体で接着性を有する場合は、コラーゲン糸状物が複数本ほぼ平行に配列されてなる層状物を積層後、乾燥処理を施すことによって、接着がなされる。また、コラーゲン糸状物が、紡糸後に乾燥、架橋処理等を施した糸状物である場合は、積層後、生分解性物質（例えば、生分解性ポリマー）の溶液を不織布上に噴霧もしくは含浸し、乾燥処理を施すことによって、接着がなされる。
【００２１】
本発明においてコラーゲン不織布の材料として用いられる、コラーゲン糸状物は、可溶化されたコラーゲン溶液を紡糸原液として紡糸されたものである。可溶化されたコラーゲンとは、溶媒に溶解できるよう処理が施されたコラーゲンである。例えば、酸可溶化コラーゲン、アルカリ可溶化コラーゲン、酵素可溶化コラーゲン、中性可溶化コラーゲン等の可溶化コラーゲンが挙げられる。特に可溶化処理と同時にコラーゲンの抗原決定基であるテロペプタイドの除去処理が施されている、アテロコラーゲンが好適である。これらコラーゲンの可溶化方法については、特公昭４６−１５００３号公報、特公昭４３−２５９８３９号公報、特公昭４３−２７５１３号公報等に記載されている。またコラーゲンの由来については、ウシ、ブタ、鳥類、魚類、ウサギ、ヒツジ、ネズミ、ヒト等の動物種の皮膚、腱、骨、軟骨、臓器等から抽出されるものである。コラーゲンのタイプとしてはＩ型、III型等の分類可能なタイプのうちいずれかに限定されるものではないが、取り扱い上の観点から、Ｉ型が特に好適である。
【００２２】
可溶化されたコラーゲン溶液の溶媒としてはコラーゲンを可溶化できるものであれば特に限定されない。代表的なものとしては塩酸、酢酸、硝酸等の希酸溶液や、エタノール、メタノール、アセトン等の親水性有機溶媒と水との混合液、水などが挙げられる。これらは単独または２種以上任意の割合で混合して用いても良い。このうち最も好ましくは水である。
また、コラーゲン溶液のコラーゲン濃度は、紡糸可能な濃度であれば特に限定されないが、好ましくは、約４〜１０％であり、さらに好ましくは、約５〜７％である。
【００２３】
可溶化されたコラーゲン溶液を紡糸原液として紡糸されるとは、コラーゲン溶液を原料として湿式紡糸等の種々公知の紡糸方法（特開平０６−２２８５０５号公報、特開平０６−２２８５０６号公報、特開２０００−９３４９７号公報、特開２０００−２１０３７６号公報及び特開２０００−２７１２０７号公報等）により紡糸されることである。
【００２４】
コラーゲン糸状物が湿式紡糸法により紡糸される場合、本発明で用いるコラーゲン糸状物は、湿式紡糸法において生成された乾燥前（湿潤状態にある）の糸状物であってもよく、紡糸後に乾燥、架橋処理等を施した糸状物であってもよい。湿式紡糸法としては、親水性有機溶媒を使用する方法、架橋剤を使用する方法など様々な方法が挙げられる。中でも特に親水性有機溶媒を用いて紡糸されたコラーゲン糸状物が好適に用いられる。
親水性有機溶媒を用いて湿式紡糸を行う場合、通常、コラーゲン溶液をノズル等から連続的に親水性有機溶媒等の脱溶媒剤の充填された浴槽中に吐出し、脱水及び凝固させることによりコラーゲン糸状物が得られる。用いる親水性有機溶媒としては、例えば、エタノール、メタノール、イソプロパノールなどの炭素数１から６のアルコール類、アセトン、メチルエチルケトンなどのケトン類等が挙げられる。これらは単独または２種以上を任意の割合で混合して用いても良い。このうち最も好ましい溶媒はエタノールである。親水性有機溶媒の含水率は、通常約５０容量％以下であり、好ましくは約３０容量％以下である。親水性有機溶媒を用いたコラーゲン溶液の紡糸（脱水・凝固）工程は通常、室温ないし４２℃程度で行われ、一連の脱水および凝固による処理時間は約４〜５秒から５時間である。
【００２５】
上記方法で得られるコラーゲン不織布は、必要によりさらに種々公知の物理的または化学的架橋処理を施してもよい。架橋処理を施す段階は問わない。すなわち各種架橋処理を施した糸状物で前記不織布を形成しても良いし、前記不織布を形成した後に各種架橋処理を施しても良い。また、２種以上の架橋処理を併用しても良く、その際、処理の順序は問わない。この架橋処理により、生体内に移植された際に分解・吸収される時間を、未架橋の場合に比較して飛躍的に遅延させることが可能となり、また物理的強度も向上する。したがって、コラーゲン不織布を生体の欠損部を補填または補綴する場合に、組織の再生を完了するまでの期間、体内で必要な膜強度を維持することが可能となる。
物理的架橋方法の例としては、γ線照射、紫外線照射、電子線照射、プラズマ照射、熱脱水反応による架橋処理などが挙げられ、化学的架橋方法としては、例えば、ジアルデヒド、ポリアルデヒドなどのアルデヒド類、エポキシ類、カルボジイミド類、イソシアネート類などとの反応、タンニン処理、クロム処理などが挙げられる。
【００２６】
また、上記方法で得られるコラーゲン不織布は、生分解性物質でコーティングを施してもよい。生分解性物質としては、コラーゲン、ヒアルロン酸などが挙げられる。
コラーゲン不織布に生分解性物質でコーティングを施す方法の一例としてはバインダー処理が挙げられる。バインダー処理とは、不織布に、溶液状の材料を含浸させた後、適当な乾燥方法で乾燥を行い、不織布中の糸状物同士の結合を補強する処理である。溶液状の材料は、生分解性物質の水溶液であることが好ましい。このバインダー処理によりコラーゲン不織布は膜状に成形され、未処理の不織布よりもはるかに物理的強度が向上し、従って縫合強度も格段に向上する。
ただし、バインダー処理を行う際には、コラーゲン不織布に架橋処理が施されていない場合、不織布層自身が含浸させた溶媒に溶解してしまう場合があるため、前述の架橋方法等で、前もって架橋処理を施しておくのが望ましい。これら以外にも、コラーゲン不織布中の糸状物同士の接合を補強する種々の方法を適宜使用することができる。
【００２７】
本発明において不織布から人工血管を作製する方法としては、例えば、コラーゲン不織布を円柱またはチューブの側面に繰り返し巻きつけて、コラーゲン不織布が積層された人工血管を得る方法等が挙げられる。円柱またはチューブの素材は特に限定されないが、ポリフッ化エチレン系繊維、ポリプロピレン等の撥水性の高い材料が好ましい。具体的には、コラーゲンの不織布１を、接着剤にコラーゲン溶液を用いてポリフッ化エチレン系繊維等からなる疎水性チューブ２の側面に図１（ａ）のように巻きつける。縫合強度は、コラーゲン不織布を巻きつける回数、あるいはコラーゲン不織布を作製する際の層状物の積層数、つまりコラーゲン糸状物の全積層回数を多くすることにより制御することが可能である。例えば、血管置換術で破断や引き裂かれることによって血液が漏血し、死に直結する可能性がある場合には、巻きつけ回数を増やすことにより、十分な縫合強度を得ることができる。逆に神経補填などにおいて外れない程度の縫合強度が必要な場合は、巻きつけ回数を少なくすることによってその必要な縫合強度が得られる。このようにしてコラーゲン不織布を円柱またはチューブの側面に巻きつけて作製された人工血管は、その後乾燥させ、架橋処理を施して加工することができる。
【００２８】
生分解性物質からなる平滑フィルム層の作製方法としては、種々公知の方法を用いることができる。一例としては、コラーゲン溶液を紡糸する際に使用する親水性有機溶媒の濃度を下げ、含水率の高い状態でコラーゲン糸状物を紡糸し、吸着水に半溶解した状態のコラーゲン糸状物を円柱またはチューブに巻きつける。糸状物は互いに融合することによってフィルム状となり、これを乾燥してフィルム層を作製することができる。この半溶解状態で巻きつけることができるコラーゲン糸状物の適切な含水率の割合は、１０〜５０重量％であり、好ましくは１５〜３０重量％が適切である。別の例としては、可溶化コラーゲン溶液を紡糸したコラーゲン糸状物（乾燥状態）を、円柱またはチューブの側面に巻きつけて、得られた巻き取り物を、コラーゲン溶液を調製する際に使用した親水性有機溶媒に一定時間浸し、引き上げる。コラーゲン糸状物は吸着した親水性有機溶媒に溶解し、互いに融合してフィルム状となり、これを乾燥してフィルム層を作製することができる。また、低濃度のコラーゲン溶液を管状の鋳型に流し込み凍結乾燥させ、スポンジ状のチューブを作製した後、コラーゲン溶液を調製する際に使用した溶媒等に一定時間浸し、引き上げる。スポンジ状のチューブは吸着溶液に溶解し、フィルム状となり、これを乾燥して平滑フィルム層を作製してもよい。
【００２９】
最内層に生分解性物質からなる平滑フィルム層を有する人工血管の製造方法としては、例えば、図１（ｂ）に示すように、疎水性チューブ２の側面に平滑フィルム層３を作製し、さらに、この層の外層にコラーゲン不織布１を巻きつけて積層する方法が挙げられる。
【００３０】
更に複雑な形状の人工血管（例えば、分岐した人工血管）を作製する方法としては例えば次のような方法が挙げられる。
まず、あらかじめ目的とする人工血管の鋳型(雌)を作製しておく。鋳型の素材は特に限定されないが、ポリフッ化エチレン系繊維、ポリプロピレン等の撥水性の高い材料が好ましい。また、鋳型には少なくとも１箇所に穴が開けられていることが好ましく、更に割り型の鋳型が好ましい。
次に、この鋳型にコラーゲン不織布、好ましくはフェルト状に加工された不織布を封入し、穴から生分解性ポリマー溶液を注ぎ込み、各種方法を用いて乾燥させることにより、目的とする複雑な形状の人工血管が得られる。
【００３１】
本発明の人工血管は、医療用として使用する前に、γ線滅菌、紫外線滅菌等の公知の方法によって、滅菌処理を施す必要がある。熱滅菌はコラーゲンの耐熱性の低さから好ましくない。
また、コラーゲン以外の生分解性物質であるポリグリコール酸、ポリ乳酸、ポリ乳酸ポリグリコール酸共重合体、ポリリン酸などからなる１種もしくは数種の糸状物を用いても、同様な医療用不織布を作製することが可能である。
【００３２】
本発明により得られる人工血管は、コラーゲンが元来持ち合わせている、生体内および体表面における分解性および吸収性を有し、毒性もほとんどなく、自体公知の方法に従って、医療用目的等で人間や動物に安全に使用できる。
本発明においては、移植用或いは再生医療用人工血管について記載しているが、同様の人工血管を他の用途に用いることができる。例えば、組織工学分野・再生医療分野における補填および補綴目的で体内に移植される、ステント、人工神経チャンネル、人工気管、人工食道、人工尿管等が挙げられる。
また、接着性細胞等の各種細胞を体外で培養するための基材（細胞培養基材）としても利用できる。上記移植用基材上で、あらかじめ繊維芽細胞、軟骨細胞等の体組織を形成する細胞を常法に従って一定期間培養し、人工血管等の移植用基材の形状に細胞を増殖させて組織を形成した後に、体内へ移植することもできる。
さらに、各種成長因子、薬剤、ベクター等を含浸させ、ドラッグデリバリーシステム担体、徐放性薬剤用担体、遺伝子治療用担体等としての役割を持たせることもできる。
【実施例】
次に実施例、実験例を示し本発明をさらに詳細に説明する。以下、％は特記しない限り重量％を示す。
【００３３】
（実施例１）
（１）コラーゲン巻き取り物の作製
ブタ由来Ｉ型、III型混合コラーゲン粉末(日本ハム株式会社製、ＳＯＦＤタイプ、Lot No.０１０２２２６)を注射用蒸留水(大塚製薬社製)に溶解し、５％に調製する。そして、この５％コラーゲン水溶液を充填したシリンジ(ＥＦＤ社製、Disposable Barrels/Pistons 、５５cc)に充填し、シリンジに装着した針より該コラーゲン水溶液をエアーポンプで空気圧により、９９．５％エタノール（和光純薬製、特級）で満たされた第１のエタノール槽に吐出した。この際シリンジに装着の針はUltra Dispensing Tips (ＥＦＤ社製、３０G、ID :φ０.１６ mm)を使用した。吐出した５％コラーゲン水溶液は脱水され糸状になったのち、第１のエタノール槽から引き上げた。第１のエタノール槽から引き上げたコラーゲン糸状物を、第１のエタノール槽とは完全に分離独立した第２のエタノール槽（９９．５％エタノール（和光純薬製、特級）で満たされている）に室温で約３０秒間、浸漬し、さらに凝固を施した。続いて、第２のエタノール槽から引き上げられたコラーゲン糸状物を１５ｒｐｍで回転する１辺１５ｃｍの正方形、厚さ５ｍｍの板状部材に巻き取った。板状部材の直前には、板状部材に均等にコラーゲン糸状物を巻き取っていくためにコラーゲン糸状物の水平位置を周期的に移動させる機構が備え付けられており、その往復速度は１.５ｍｍ／秒（糸状物は約６ｍｍの間隔で巻き取られる）、往復幅は約１２ｃｍとした。巻き取りは、３６０回巻き取るたびに板状部材の回転軸を９０度方向転換させるように設定しておき、３６０回の巻き取りを８回繰り返し(合計巻き取り数２８８０回)、板状部材の両面に８層のコラーゲン糸状物の層状物を有するコラーゲン巻き取り物を得た。
【００３４】
（２）コラーゲン不織布の作製
上記（１）にて作製されたコラーゲン巻き取り物を、バキュームドライオーブン(ＥＹＥＬＡ社製；VOS-３００VD型)と油回転真空ポンプ(ＵＬＶＡＣ社製；GCD１３５-XA型)を用いて１２０℃、減圧下(１Torr以下)で２４時間熱脱水架橋反応を行った。これとは別に、ブタ由来Ｉ型、III型混合コラーゲン粉末(日本ハム株式会社製、ＳＯＦＤタイプ、Lot No.０１０２２６)を注射用蒸留水(大塚製薬社製)に溶解し、１％に調製したコラーゲン水溶液を作製した。この１％コラーゲン水溶液を、熱脱水架橋反応後のコラーゲン不織布に含浸させ、乾燥させた後、板状部材の各片（周縁部）に沿って切断し、２枚のコラーゲン不織布を得た。
【００３５】
（３）ヘパリンが塗布された平滑フィルム層を有するポリフッ化エチレンチューブの作製
上記（１）同様、ブタ由来Ｉ型、III型混合コラーゲン粉末(日本ハム株式会社製、ＳＯＦＤタイプ、Lot No.０１０２２２６)を注射用蒸留水(大塚製薬社製)に溶解して調製した５％のコラーゲン水溶液をシリンジ(ＥＦＤ社製、Disposable Barrels/Pistons 、５５cc)に充填し、シリンジに装着した針より該コラーゲン水溶液をエアーポンプの空気圧により、９９．５％エタノール（和光純薬製、特級）で満たされた第１のエタノール槽に吐出した。この際シリンジに装着の針はUltra Dispensing Tips (ＥＦＤ社製、３２G、ID :φ０.１１ mm)を使用した。吐出した５％コラーゲン水溶液は脱水され糸状になったのちに、第１のエタノール槽から引き上げた。第１のエタノール槽から引き上げられたコラーゲン糸状物を、第１のエタノール槽とは完全に分離独立した含水率１５％〜２０％のエタノール水溶液で満たされた第２のエタノール槽に、室温で約３０秒間、浸漬し、水分を含有した糸状物に調製した。続いて、第２のエタノール槽から引き上げられたコラーゲン糸状物を、３６０ｒｐｍで回転させている外径３.０ｍｍのポリフッ化エチレンチューブに巻きつけた。ポリフッ化エチレンチューブの直前には、ポリフッ化エチレンチューブに糸状物が均等に巻き取られるように、糸状物をポリフッ化エチレンチューブの軸方向に周期的に往復移動させる装置を設けの往復速度は１.５ｍｍ／秒とした（糸状物は、０.２５ｍｍ間隔で巻き取られる）。含水率の高い状態の糸状物は、巻き取り終了後、互いに融合し、ポリフッ化エチレンチューブに付着した管状のフィルム層を形成する。そのフィルム層をポリフッ化エチレンチューブに付着したまま風乾により乾燥させて、平滑フィルム層を有するポリフッ化エチレンチューブを作製した。ついで、この平滑フィルム層に抗血栓性材料のヘパリン（アベンティスファーマ（株）社製、ノボ・ヘパリン注１０００）をヘラを用いて引き延ばしながらフィルム層全体に塗布する。ヘパリン塗布量は、フィルム層１ｃｍ²あたり約１８０単位とした。こうして、ヘパリンが塗布された平滑フィルム層を有するポリフッ化エチレンチューブが得られた。
【００３６】
（４）人工血管の作製
上記（２）にて作製したコラーゲン不織布の一方の面の１辺に沿って５ｍｍ幅に、５％コラーゲン（ブタ由来Ｉ型、III型混合コラーゲン粉末(日本ハム株式会社製、ＳＯＦＤタイプ、Lot No.０１０２２２６)含有注射用蒸留水(大塚製薬社製)に溶解して調製した）溶液を平滑フィルム層を接着するための接着剤としてヘラを用いて薄く引き延ばして塗布した。これを、上記（３）で作製した平滑フィルム層を有するポリフッ化エチレンチューブに貼付し、乾燥して平滑フィルム層とコラーゲン不織布とを接着する。次に、再度５％コラーゲン含有注射用蒸留水溶液をコラーゲン不織布の接着すべき面全体に塗り込み、これを接着剤としてコラーゲン不織布を巻きつける。２周巻きつけた後、余分なコラーゲン不織布は破断機により切り取り、常温にて４時間自然乾燥することにより平滑フィルム層を有する人工血管が得られた。得られた人工血管は、上記（２）と同様の条件で、２４時間熱脱水架橋が施される。熱脱水架橋後、３．７５％炭酸水素ナトリウム水溶液中に約１時間浸漬し、つぎに１．８７５％炭酸水素ナトリウム水溶液中に約８時間浸漬することによって中和処理を施した後、注射用蒸留水に約１２時間浸漬し、炭酸水素ナトリウムを洗浄する。蒸留水で洗浄後、再度上記（２）と同様の条件で２４時間熱脱水架橋を施した後、熱脱水架橋終了後、ポリフッ化エチレンチューブを抜いて内径３.０ｍｍ、全長約１２ｃｍの人工血管を得た。
同様に、上記（１）〜（４）の操作を繰り返し、計５本の人工血管を製造した。
【００３７】
（実験例１）縫合強度試験
実施例１で作製した人工血管を用いて、縫合強度試験を行った。縫合強度試験では、図２に示すように人工血管４の両端部に各１点づつ、プロリン糸５（ＵＳＰ規格サイズ５−０、エチコン製）を用いて輪ができるように縫合し、一端の縫合輪を固定されたデジタルフォースゲージ（今田製作所製、型式ＤＰＳ−５Ｒ）６のフック６１に引っ掛けて、もう一端を一定速度で引っ張る機構が付いた引っ張り機械７のフック７１に引っ掛けた。これを１５ｍｍ／秒の一定速度で引っ張り、人工血管が破断した時のデジタルフォースゲージ６の示す値（引っ張り強度）を測定した。
【００３８】
その結果、実施例１で作製した人工血管は２.６２Ｎ（ニュートン）という引っ張り強度を有することが確認できた。この人工血管でウサギの頸動脈を用いた連続吻合の動物試験により人工血管のほつれや破断の有無を確認したが、ほつれや破断は全く見られず２.６２Ｎの引っ張り強度が十分な縫合強度を保持していることが確認できた。
【００３９】
（実験例２）ウサギ頸動脈への埋植および細胞増殖試験
実施例１で作製した人工血管を用いて、以下の方法に従ってウサギ頸動脈への埋植および線維芽細胞や血管内皮細胞等の細胞増殖試験を行った。
ウサギ（♂、体重２.６ｋｇ）の首部２０〜３０ｍｍを全身麻酔下にて切開し、内頸動脈２０ｍｍを露出する。露出した内頸動脈を中央で切断し、実施例１で作製した人工血管を全長１５ｍｍに切断したものを、カフ法を用いて切断した内頸動脈の各端部に結合した（図３）。カフ法は、臓器移植実験マニュアルの「血管吻合基本手技−カフ法」（細胞工学別冊, 第８章，53-56 秀潤社）等に従った。まず、適当なサイズのポリフッ化エチレンチューブをカフ形状（短い円筒形状）に加工し、カフ９を作製した。カフ９の中に切断した一方の血管８の端を通し、カフ柄と血管８をクリップで挟んで仮固定する。カフ９に通した血管を２本のピンセットを用いて、カフ体に被せるように翻転させ、絹糸（ＵＳＰ規格サイズ３−０）を用いてカフ９と血管８を結紮（血管を緊縛し）固定する。次にカフ９で固定された血管８に実施例１で作製した人工血管４を被せ、さらに人工血管４とカフ９を２−０絹糸で固定する。もう一方の血管８の端を同じようにカフ９を用いて結合し、人工血管４と結合した後、血流を再開した。植え込まれた人工血管は、埋植後３日、４日、７日、１ヶ月、２ヶ月、３ヶ月、６ヶ月の各期日に埋植部を切開して開き、埋植した血管部位を取り出し、人工血管に繋がる心臓側と脳側の血管部位を鉗子によりしごいて血流の有無を確認した。また、１ヶ月、２ヶ月、３ヶ月、６ヶ月の各期日に各々１羽づつコラーゲン製人工血管部位を採取し、ＨＥ染色等にて細胞増殖性を確認した。
【００４０】
血管移植術は９羽のウサギに対して行った。この９羽に対し、１ヶ月目での開存（血液の通過が維持されていること）は６／９（６６.７％）であった。開存していた６羽のうち、２羽についてヘマトキシリン−エオシン染色（以下、ＨＥ染色）を行った。残った４羽については、引き続き２ヶ月目までさらに観察を続けた。２ヶ月目での開存は４／４（１００％）であった。開存していた４羽のうち、１羽について１ヶ月目同様ＨＥ染色を行った。さらに残った３羽については３ヶ月、６ヶ月、と経過を観察し、６ヶ月目まで開存していることを確認した。そして各期日に１羽づつＨＥ染色にて細胞増殖性を確認した。
【００４１】
１ヶ月、２か月、３ヶ月、６ヶ月と各期日に取りだした人工血管についてＨＥ染色を行った結果を図４（１ヶ月）、図５（２ヶ月）、図６（３ヶ月）および図７（６ヶ月）に示す。図４〜７において（ｂ）は（ａ）の拡大図である。図中の符号９はカフ、１０は再生細胞群を示す（図３参照）。図のように接合した心臓側及び脳側の両端の自己血管部位からコラーゲン製人工血管方向へ、結合組織と見られる線維芽細胞や血管内皮細胞等の再生細胞群１０の伸展が確認できた。特に２か月、３ヶ月目での染色では移植したコラーゲン製人工血管１０ｍｍ（カフが重なっている部分の寸法除く）の全域を結合組織の線維芽細胞とその表面に血管内皮細胞が伸展していることが確認できた。
【００４２】
また、コラーゲン製人工血管については、いずれも特に顕著な炎症反応を示すことなく、細胞の浸潤も良好で、また経時的に移植片の分解が進行している様子が確認できた。
【００４３】
（実験例３）ウサギ頸動脈への埋植および開存試験
実施例１にて作製したコラーゲン製人工血管を用いて、以下の方法に従ってウサギ頸動脈への埋植および開存（本発明において、人工血管内を血液が通過している状態を指す）試験を行った。
ウサギ（♂、体重２.６ｋｇ）の首部５０〜６０ｍｍを全身麻酔下にて切開し、内頸動脈４０ｍｍを露出する。露出した内頸動脈を中央で切断し、実施例１で作製した人工血管を全長３０ｍｍに切断したものを実験例２同様、カフ法を用いて切断した内頸動脈の各端部に結合した。植え込まれたコラーゲン製人工血管は、埋植後３日、１ヶ月、２ヶ月、３ヶ月の各期日に埋植部を切開して開き、埋植したコラーゲン製人工血管部位を取り出し、コラーゲン製人工血管に繋がる心臓側と脳側の自己血管部位を鉗子によりしごいて血流の有無を確認した。
【００４４】
血管移植はウサギ３羽に行った。この３羽に対し、１ヶ月目での開存は２／３（６６.７％）であった。開存していた２羽については、引き続き２ヶ月目、３ヶ月目までさらに観察を続けた。２ヶ月目及び３ヶ月目での開存は、どちらも２／２（１００％）であった。以上の実験結果から、移植する人工血管の長さを１０ｍｍから３０ｍｍに延長しても長期に開存されることが確認された。
【００４５】
【発明の効果】
本発明の人工血管は、移植に優れた縫合強度を有している。また、繊維密度にむらがなく、内径が一定であり、歪みがないため、長い血管等の欠損部に対しても移植、再生が可能となる。さらに、本発明の人工血管は、血管置換により置換した場合、欠損部位にて血管内皮細胞や線維芽細胞などの血管細胞の再生を促進する効果が優れており、かつ、むらのない再生が促進され、再生後の血管の変形がほとんどない。
【００４６】
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の人工血管の製造方法の説明図である。
【図２】縫合強度試験の説明図である。
【図３】本発明の人工血管の使用方法の一例の説明図である。
【図４】実験例２の細胞増殖試験における１ヶ月後のＨＥ染色像である。
【図５】実験例２の細胞増殖試験における２ヶ月後のＨＥ染色像である。
【図６】実験例２の細胞増殖試験における３ヶ月後のＨＥ染色像である。
【図７】実験例２の細胞増殖試験における６ヶ月後のＨＥ染色像である。
【符号の説明】
１コラーゲン不織布
２疎水性チューブ
３平滑フィルム層
４人工血管
５プロリン糸
６デジタルフォースゲージ
６１フック
７引っ張り機械
７１フック
８血管
９カフ
１０再生細胞群[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an artificial blood vessel obtained by processing a film-like material containing a nonwoven fabric prepared from collagen which is a biodegradable substance. More specifically, the present invention relates to an artificial blood vessel for transplantation that can be used in a repair operation when an artery or vein is occluded, or can be used as a blood vessel regeneration base material in the field of regenerative medicine, and a method for manufacturing the same.
[0002]
[Prior art]
Currently, various artificial blood vessels are widely used in the clinic as replacements for diseased or damaged arteries and veins. However, various conventional artificial blood vessels have several problems. For example, an artificial blood vessel made only of a synthetic material that is not biocompatible induces an immunological reaction or a blood coagulation reaction from the host into which the artificial blood vessel has been transplanted, and is used especially as a substitute for a venous system having a slow blood flow. In this case, the blood vessel is likely to be blocked. In addition, an artificial blood vessel made of only a synthetic material is different in flexibility from an original blood vessel connected to the artificial blood vessel with respect to a pressure change in the blood vessel, which may cause aneurysm or blood vessel rupture.
[0003]
On the other hand, various attempts have been made to physically and chemically process biological blood vessels and use them as artificial blood vessels.
For example, Patent Document 1 describes an artificial blood vessel characterized in that a blood vessel wall of an animal blood vessel is treated with formic acid, and this treated blood vessel wall is coated with collagen, fibronectin and fibrinogen to construct a coated blood vessel wall. Yes.
Further, Patent Document 2 discloses a tube-like shape composed of an extracellular matrix mainly composed of collagenous elastic fibers having a basement membrane that is processed from a mammalian blood vessel or urinary tract, and 90% or more remains intact. An artificial blood vessel having a two-layer structure in which a natural product layer and a synthetic layer formed by wrapping a polyurethane fiber having biocompatibility and in-vivo stability around it is formed in a mesh shape is described. .
However, a collagenous artificial blood vessel that has been processed from a mammalian blood vessel by treatment with formic acid or the like is fragile in strength and cannot be sutured. Satisfactory products have not yet been developed, such as the need to reinforce with materials and the occurrence of aneurysms in long-term transplantation.
[0004]
[Patent Document 1]
Japanese Patent No. 3026370
[Patent Document 2]
JP-A-4-242642 (column 3, lines 37-38 and column 4, lines 1-6)
[0005]
Thus, at present, various attempts to produce artificial blood vessels using biocompatible materials (polyglycolic acid, polylactic acid, polylactic acid polyglycolic acid copolymer, polyphosphoric acid, collagen, gelatin, chitin, chitosan, etc.) Has been made.
[0006]
Among the biocompatible materials, collagen, which is a main protein constituting the living body, has excellent effects particularly on biocompatibility, tissue regeneration, cell proliferation, etc., and therefore, medical collagen prepared and processed in various ways. Substrates are known as materials useful in the medical field, particularly for surgical procedures as well as for the treatment of trauma.
In the manufacture of medical materials and equipment using these collagens, animal or human tissues are directly processed to maintain the shape of the tissues while using only collagen as it is, or post-processing There is also a case. However, these are difficult to process as shapes and dosage forms of easy-to-use medical devices, and the processed collagen is fragile or the antigenic expression site of collagen is left as it is. There was a problem for that.
Therefore, collagen used in medical material devices is mainly extracted from animals, which are raw materials, using enzymes, etc. under conditions of acid, alkali, neutrality, etc., and a viscous collagen solution or a solid obtained by drying this solution is used. The method of obtaining as a state has come to be generally used. Furthermore, a method of removing antigenic expression sites by performing pepsin treatment and obtaining collagen (atelocollagen) more suitable for a medical base material that is not antigenic when transplanted into the body or body surface is also used. .
[0007]
As a method for producing a medical base material from the collagen solution thus obtained, a collagen solution is freeze-dried to produce a sponge-like base material, or a collagen solution is prepared by a wet or dry spinning method. Various methods are known such as a method of spinning to produce a fibrous base material.
As an example of a method for producing a fibrous base material by spinning a collagen solution by a wet or dry spinning method, Patent Document 3 discloses that a collagen substance is molecularly dissolved in water by a method using amines, alkali and sodium sulfate. The resulting collagen aqueous solution is used as a spinning stock solution to produce a spun collagen fiber, cut into staple lengths to be treated with water resistance or treated with water resistance and then cut into collagen fiber staples, and then dried or wet. A method for producing a surgical wound dressing characterized by forming a non-woven fabric by the method is known (for example, Patent Document 3).
In addition, clot-adhesive fibers, which are ionizable, water-insoluble collagen partial salts, are randomly moved vertically and horizontally into a mixture of 95 to 80 parts by volume of a water-miscible organic liquid and 5 to 20 parts by volume of water. There is also known a method for producing a collagen non-woven fabric, which is allowed to settle (slurry) at the bottom of an ethanol tank, spread the fibers, produce a web, and dry the web (for example, Patent Document 4).
Furthermore, a method for producing a laminated structure of collagen threads by discharging an aqueous collagen solution into a hydrophilic organic solvent such as ethanol, forming the collagen into a thread shape, taking out the collagen that has settled and slurried at the bottom of the tank, is known. (For example, see Patent Documents 5 to 7).
[0008]
[Patent Document 3]
Japanese Patent Laid-Open No. 50-14119
[Patent Document 4]
Japanese Patent Publication No.54-36441
[Patent Document 5]
JP 2000-93497 A
[Patent Document 6]
Japanese Patent Laid-Open No. 2000-210376
[Patent Document 7]
JP 2000-271207 A
[0009]
However, when an artificial blood vessel is manufactured using a collagen non-woven fabric obtained by such a conventional method, it is substantially impossible to uniformly disperse the collagen discharge in collagen fiber staples or hydrophilic organic solvents. For this reason, there is a problem that a portion having a weak strength is partially generated or a nonwoven fabric having a uniform thickness cannot be obtained.
In addition, the conventional manufacturing method requires complicated operations such as once cutting collagen filaments into staples and taking out the slurried collagen in the manufacturing process of the collagen nonwoven fabric, making industrial production difficult. there were.
[0010]
[Problems to be solved by the invention]
Therefore, development of an artificial blood vessel made of a biocompatible material having an appropriate strength to withstand suturing and having a high biodegradability has been eagerly desired, and the present invention aims to provide such an artificial blood vessel. .
[0011]
[Means for Solving the Problems]
The present invention has been made in view of such problems, and an artificial blood vessel that can sufficiently withstand strength can be obtained by using a nonwoven fabric in which collagen is uniformly dispersed.
[0012]
That is, the present invention
(1) An artificial blood vessel obtained by forming a plurality of layered products in which a plurality of collagen filaments are arranged substantially in parallel with each other so that the arrangement direction of the collagen filaments forms an angle with each other and bonding the bonded collagen nonwoven fabric into a tubular shape,
(2) The artificial blood vessel according to (1) above, wherein the collagen filaments are arranged substantially in parallel at intervals of about 0 to 40 mm,
(3) The artificial blood vessel according to the above (1), wherein a plurality of the plurality of the artificial blood vessels are arranged substantially in parallel so that the acute angle formed by the collagen filamentous material is about 5 ° or less.
(4) The artificial blood vessel according to (1) above, wherein the collagen nonwoven fabric is coated with a biodegradable substance,
(5) The artificial blood vessel according to (1) above, wherein an antithrombotic material is applied to a collagen nonwoven fabric,
(6) The artificial blood vessel according to (1) above, further comprising a smooth film layer made of a biodegradable substance in the innermost layer of the artificial blood vessel,
(7) The artificial blood vessel according to (6) above, wherein the biodegradable substance is collagen.
(8) The artificial blood vessel according to the above (1), wherein an antithrombotic material is applied to the smooth film layer,
(9) The artificial blood vessel according to (5) or (8) above, wherein the antithrombotic material is heparin, and
(10) A collagen nonwoven fabric is produced by laminating and adhering a plurality of layered products in which a plurality of collagen filaments are arranged substantially in parallel so that the arrangement direction of the collagen filaments forms an angle with each other. A method for producing an artificial blood vessel, characterized by being laminated by being wound around a side surface of a tube and molded into a tubular shape
Is
[0013]
In the artificial blood vessel of the present invention, the collagen thread is a fibrous body made of collagen and having flexibility like a normal thread. Although the diameter is not particularly limited, those having a substantially uniform outer diameter of about 5 μm to 1.5 mm are preferable, and those having a substantially uniform outer diameter of about 10 to 200 μm are optimal.
The collagen filamentous material may be coated with a biodegradable material. Examples of biodegradable materials include collagen and hyaluronic acid.
[0014]
A layered product in which a plurality of collagen filaments are arranged substantially in parallel is a layered product in which a plurality of filaments are linearly arranged on the same plane at substantially equal intervals. The acute angle formed by the formed filamentous material is about 5 ° or less, preferably about 0 °. The interval between collagen filaments in the same layered product is usually about 0 to 40 mm, preferably about 0 to 10 mm, more preferably about 0 to 1 mm.
[0015]
The direction in which the filaments are arranged to form an angle means that the acute angle formed by the arrangement direction of the filaments arranged in the first layered product and the filaments arranged in the second layered product is 0 °. Indicates not. In addition, a plurality of layers is a state where two or more layered objects are in contact with each other. The artificial blood vessel of the present invention is an artificial blood vessel produced using a collagen nonwoven fabric including a laminate composed of two or more layers.
The collagen nonwoven fabric used for the artificial blood vessel of the present invention has a plurality of collagen filaments arranged in parallel on the first layered product or the second layered product in which a plurality of collagen filaments are arranged in parallel. The third layered material is laminated so that the arrangement direction of the first layered material or the second layered material thread and the third layered material of the third layered material form an angle, and A collagen non-woven fabric including a laminated body composed of three layers adhered may be used. Furthermore, a laminate composed of four layers in which a plurality of collagen filaments arranged substantially in parallel on both surfaces of the laminate composed of the first layered material and the second layered material is similarly laminated. A collagen non-woven fabric may be used, or a collagen non-woven fabric including a laminate composed of five or more layers that are similarly laminated.
[0016]
In the case of including a laminate composed of three or more layers, the arrangement direction of the collagen filaments forms an angle with the filament arrangement direction of the layered substances that are in contact with each other, and the filament arrangement direction of the layered objects that are not in contact with each other is not necessarily It is not necessary to form an angle, and the formed angle may be 0 °. For example, when a third layered product is laminated on the second layered product in a three-layer laminate, the first layered product and the second layered product, and the second layered product and the third layered product are used. The arrangement direction of the thread-like materials of the layered material needs to form an angle, but the arrangement direction of the thread-like materials of the first layered material and the third layered material may form an angle, and the angle is 0 °. There may be.
In a laminate composed of three or more layers, the angle formed by the arrangement direction of the filaments to be laminated may be kept constant or random. As the former, for example, from a plurality of layered products laminated so that the acute angle formed by the arrangement direction of the first layered material and the arrangement direction of the other layered material is about 20 ° or less. The laminated body which becomes is mentioned.
Moreover, the laminated body which comprises a collagen nonwoven fabric may be a laminated body formed by further stacking a plurality of such laminated bodies composed of two or more layers. In this case, the arrangement direction of the filamentous material of the layered material at the portion where the first laminated body and the second laminated body to be laminated are in contact with each other forms an angle. When three or more laminated bodies are stacked, the angle formed by the arrangement direction of the filaments in the layer in contact with the stacked laminated bodies may be kept constant or random. As the former, for example, a laminate in which a multilayer laminate is stacked so that an acute angle is about 70 to 90 ° formed by the arrangement direction of the filaments of the layer in contact with the stacked laminate. Is mentioned.
[0017]
A collagen nonwoven fabric is a cloth-like structure formed by adhering layered collagen filaments that are in contact with each other at their contact portions. The collagen nonwoven fabric may be subjected to a binder treatment or the like.
[0018]
An artificial blood vessel formed into a tubular shape is an artificial blood vessel in which a collagen nonwoven fabric is laminated in a tubular shape, and has a structure in which a collagen nonwoven fabric is laminated from the inside to the outside of the tube. The artificial blood vessel of the present invention may be composed only of a collagen nonwoven fabric.
The artificial blood vessel of the present invention may have a smooth film layer as the innermost layer. Smoothing the luminal surface of an artificial blood vessel with a smooth film layer is a layer that prevents blood coagulation caused by the adherence of blood cell components such as leukocytes and platelets, as well as blood components such as proteins. Layer). The smooth film layer is composed of a biodegradable substance. Examples of the biodegradable substance include collagen and hyaluronic acid, and collagen is preferred.
Furthermore, since the innermost layer in contact with blood cannot be completely improved with anti-thrombogenicity only by the smooth layer formed by the smooth film layer, it is also possible to apply an anti-thrombogenic material to the smooth film layer. Examples of the antithrombotic material include heparin, low molecular weight heparin, warfarin and nafamostat mesylate, and heparin is preferable. Further, as an antiplatelet drug, aspirin or the like that has an effect of preventing thrombus formation by inhibiting adhesion and aggregation of platelets may be applied.
[0019]
Next, the manufacturing method of the artificial blood vessel of this invention is demonstrated.
The collagen nonwoven fabric of the present invention is produced by stacking and adhering a plurality of layered products in which a plurality of collagen filaments are arranged substantially in parallel so that the arrangement direction of the collagen filaments forms an angle.
Each layered product is formed by arranging a plurality of collagen filaments substantially in parallel. A plurality of the layered products are stacked such that the arrangement directions of the collagen filaments form an angle with each other. As an example of a specific laminating method, a plurality of collagen filaments are arranged almost in parallel on a flat plate made of a hydrophobic material, and a plurality of collagen filaments are formed so as to form an angle with the arranged filaments. The method of arrange | positioning substantially parallel is mentioned.
[0020]
Adhering a layered product means that collagen filaments of a layered product and a layered product that are in contact with each other are bonded together at the contact portion.
For example, when the collagen thread is a thread before drying (in a wet state) generated by a wet spinning method, or a collagen thread coated with a solution of a biodegradable substance, etc. In the case where the collagen thread has adhesiveness by itself, the layer is formed by laminating a plurality of collagen threads that are arranged almost in parallel, and then subjected to a drying treatment to be bonded. Further, when the collagen filamentous material is a filamentous material that has been subjected to drying, cross-linking treatment, etc. after spinning, a solution of a biodegradable substance (for example, a biodegradable polymer) is sprayed or impregnated on the nonwoven fabric after lamination, Adhesion is achieved by applying a drying treatment.
[0021]
The collagen filamentous material used as the material for the collagen nonwoven fabric in the present invention is one obtained by spinning using a solubilized collagen solution as a spinning stock solution. Solubilized collagen is collagen that has been treated to be soluble in a solvent. Examples thereof include solubilized collagen such as acid-solubilized collagen, alkali-solubilized collagen, enzyme-solubilized collagen, and neutral-solubilized collagen. In particular, atelocollagen, which has been subjected to the removal treatment of telopeptide, which is an antigenic determinant of collagen, at the same time as the solubilization treatment, is preferred. Methods for solubilizing these collagens are described in Japanese Patent Publication No. 46-15003, Japanese Patent Publication No. 43-259839, Japanese Patent Publication No. 43-27513, and the like. The origin of collagen is extracted from the skin, tendon, bone, cartilage, organ, etc. of animal species such as cattle, pigs, birds, fish, rabbits, sheep, mice and humans. The type of collagen is not limited to any type that can be classified, such as type I and type III, but type I is particularly preferred from the viewpoint of handling.
[0022]
The solvent of the solubilized collagen solution is not particularly limited as long as it can solubilize collagen. Typical examples include a dilute acid solution such as hydrochloric acid, acetic acid, and nitric acid, a liquid mixture of a hydrophilic organic solvent such as ethanol, methanol, and acetone and water, and water. You may use these individually or in mixture of 2 or more types in arbitrary ratios. Of these, water is most preferred.
The collagen concentration of the collagen solution is not particularly limited as long as it can be spun, but is preferably about 4 to 10%, and more preferably about 5 to 7%.
[0023]
Spinning using a solubilized collagen solution as a spinning solution means that various spinning methods such as wet spinning using a collagen solution as a raw material (Japanese Patent Laid-Open Nos. 06-228505, 06-228506, 2000) -93497, JP-A 2000-210376 and JP-A 2000-271207).
[0024]
When the collagen filamentous material is spun by a wet spinning method, the collagen filamentous material used in the present invention may be a filamentous material before drying (in a wet state) produced in the wet spinning method, and is dried after spinning. It may be a thread-like material subjected to a crosslinking treatment or the like. Examples of the wet spinning method include various methods such as a method using a hydrophilic organic solvent and a method using a crosslinking agent. Of these, collagen filaments spun using a hydrophilic organic solvent are particularly preferred.
When wet spinning is performed using a hydrophilic organic solvent, collagen is usually discharged by continuously discharging the collagen solution from a nozzle or the like into a bath filled with a desolvent such as a hydrophilic organic solvent, and then dehydrating and solidifying the collagen. A thread is obtained. Examples of the hydrophilic organic solvent to be used include alcohols having 1 to 6 carbon atoms such as ethanol, methanol and isopropanol, and ketones such as acetone and methyl ethyl ketone. You may use these individually or in mixture of 2 or more types by arbitrary ratios. Of these, the most preferred solvent is ethanol. The water content of the hydrophilic organic solvent is usually about 50% by volume or less, preferably about 30% by volume or less. The spinning (dehydration / coagulation) step of a collagen solution using a hydrophilic organic solvent is usually performed at room temperature to about 42 ° C., and the treatment time by a series of dehydration and coagulation is about 4-5 seconds to 5 hours.
[0025]
The collagen nonwoven fabric obtained by the above method may be subjected to various known physical or chemical cross-linking treatments as necessary. The stage which performs a crosslinking process is not ask | required. That is, the non-woven fabric may be formed with a thread-like material subjected to various cross-linking treatments, or various cross-linking treatments may be performed after the non-woven fabric is formed. Two or more kinds of crosslinking treatments may be used in combination, and the order of treatment is not limited. By this crosslinking treatment, it is possible to dramatically delay the time taken for decomposition and absorption when transplanted into a living body as compared with the case of non-crosslinking, and the physical strength is also improved. Therefore, when a collagen non-woven fabric is filled or prosthetic with a defect in a living body, it is possible to maintain the necessary membrane strength in the body until the tissue regeneration is completed.
Examples of physical crosslinking methods include γ-ray irradiation, ultraviolet irradiation, electron beam irradiation, plasma irradiation, crosslinking treatment by thermal dehydration reaction, and the like. Examples of chemical crosslinking methods include dialdehyde and polyaldehyde. Reaction with aldehydes, epoxies, carbodiimides, isocyanates, tannin treatment, chromium treatment and the like can be mentioned.
[0026]
Moreover, the collagen nonwoven fabric obtained by the above method may be coated with a biodegradable substance. Examples of biodegradable substances include collagen and hyaluronic acid.
An example of a method for coating a collagen nonwoven fabric with a biodegradable substance is binder treatment. The binder treatment is a treatment in which a nonwoven fabric is impregnated with a solution-like material and then dried by an appropriate drying method to reinforce the bonding between the filaments in the nonwoven fabric. The solution material is preferably an aqueous solution of a biodegradable substance. By this binder treatment, the collagen non-woven fabric is formed into a film shape, and the physical strength is much improved as compared with the untreated non-woven fabric, and therefore the suturing strength is remarkably improved.
However, when the binder treatment is performed, if the collagen nonwoven fabric is not crosslinked, it may be dissolved in the solvent impregnated by the nonwoven fabric layer itself. It is desirable to give. In addition to these, various methods for reinforcing the bonding between the filamentous materials in the collagen nonwoven fabric can be appropriately used.
[0027]
Examples of the method for producing an artificial blood vessel from a nonwoven fabric in the present invention include a method of repeatedly wrapping a collagen nonwoven fabric around a cylinder or a side surface of a tube to obtain an artificial blood vessel in which the collagen nonwoven fabric is laminated. The material of the cylinder or tube is not particularly limited, but a material having high water repellency such as polyfluorinated ethylene fiber and polypropylene is preferable. Specifically, a collagen nonwoven fabric 1 is wound around the side surface of a hydrophobic tube 2 made of polyfluorinated ethylene fiber or the like using a collagen solution as an adhesive as shown in FIG. The suture strength can be controlled by increasing the number of times the collagen nonwoven fabric is wound, or by increasing the number of layered layers when producing the collagen nonwoven fabric, that is, the total number of times the collagen filamentous material is stacked. For example, when blood may leak due to rupture or tearing by blood vessel replacement, and it may directly lead to death, sufficient suture strength can be obtained by increasing the number of windings. On the other hand, when a suturing strength that does not come off in nerve compensation is required, the necessary suturing strength can be obtained by reducing the number of windings. The artificial blood vessel produced by wrapping the collagen nonwoven fabric around the cylinder or the side surface of the tube in this way can be processed after being dried and subjected to a crosslinking treatment.
[0028]
Various known methods can be used as a method for producing a smooth film layer made of a biodegradable substance. As an example, the concentration of the hydrophilic organic solvent used for spinning the collagen solution is lowered, the collagen filament is spun at a high water content, and the collagen filament in a semi-dissolved state in the adsorbed water is a cylinder or tube. Wrap around. The filamentous materials are fused to each other to form a film, which can be dried to produce a film layer. The appropriate moisture content of the collagen thread that can be wound in this semi-dissolved state is 10 to 50% by weight, preferably 15 to 30% by weight. As another example, the collagen filaments (dried state) obtained by spinning a solubilized collagen solution are wound around a cylinder or a side surface of a tube, and the obtained wound product is used for the hydrophilicity used in preparing the collagen solution. Immerse it in an organic solvent for a certain period and pull it up. Collagen filaments are dissolved in the adsorbed hydrophilic organic solvent and fused together to form a film, which can be dried to produce a film layer. Further, a low-concentration collagen solution is poured into a tubular mold and freeze-dried to produce a sponge-like tube, which is then immersed in a solvent or the like used for preparing the collagen solution for a certain time and pulled up. The sponge-like tube may be dissolved in the adsorption solution to form a film, which may be dried to produce a smooth film layer.
[0029]
As a method for producing an artificial blood vessel having a smooth film layer made of a biodegradable substance in the innermost layer, for example, as shown in FIG. 1 (b), a smooth film layer 3 is produced on the side surface of the hydrophobic tube 2, and A method of laminating the collagen nonwoven fabric 1 around the outer layer of this layer is mentioned.
[0030]
Further, examples of a method for producing an artificial blood vessel having a complicated shape (for example, a branched artificial blood vessel) include the following methods.
First, a target artificial blood vessel template (female) is prepared in advance. The material of the mold is not particularly limited, but a material having high water repellency such as polyfluorinated ethylene fiber and polypropylene is preferable. Moreover, it is preferable that the mold has a hole in at least one place, and a split mold is more preferable.
Next, a collagen non-woven fabric, preferably a non-woven fabric processed into a felt shape, is sealed in the mold, a biodegradable polymer solution is poured from the hole, and dried using various methods, so that the artificial shape having a desired complex shape is obtained. Blood vessels are obtained.
[0031]
The artificial blood vessel of the present invention must be sterilized by a known method such as γ-ray sterilization or ultraviolet sterilization before being used for medical purposes. Thermal sterilization is not preferred because of the low heat resistance of collagen.
The same non-woven fabric for medical use can be obtained by using one or several kinds of filamentous materials composed of polyglycolic acid, polylactic acid, polylactic acid polyglycolic acid copolymer, polyphosphoric acid and the like which are biodegradable substances other than collagen. Can be produced.
[0032]
The artificial blood vessel obtained by the present invention has a degradability and absorbability in vivo and on the body surface, which collagen originally possesses, has almost no toxicity, and is human or medical for medical purposes according to a method known per se. Safe to use on animals.
In the present invention, an artificial blood vessel for transplantation or regenerative medicine is described, but the same artificial blood vessel can be used for other purposes. For example, a stent, an artificial nerve channel, an artificial trachea, an artificial esophagus, an artificial ureter, etc. that are transplanted into the body for the purpose of filling and prosthesis in the fields of tissue engineering and regenerative medicine.
Moreover, it can utilize also as a base material (cell culture base material) for culturing various cells, such as adhesive cells, outside the body. On the above-mentioned transplantation base material, cells that form body tissues such as fibroblasts and chondrocytes are cultured for a certain period of time in accordance with a conventional method, and the cells are grown in the shape of the basement material for transplantation such as an artificial blood vessel. Once formed, it can also be transplanted into the body.
Furthermore, it can be impregnated with various growth factors, drugs, vectors, and the like to have a role as a drug delivery system carrier, sustained-release drug carrier, gene therapy carrier, and the like.
【Example】
Next, the present invention will be described in more detail with reference to examples and experimental examples. Hereinafter, “%” means “% by weight” unless otherwise specified.
[0033]
(Example 1)
(1) Preparation of collagen roll
Porcine-derived type I and type III mixed collagen powder (manufactured by Nippon Ham Co., Ltd., SOFD type, Lot No. 0102226) is dissolved in distilled water for injection (manufactured by Otsuka Pharmaceutical Co., Ltd.) to prepare 5%. Then, a syringe filled with 5% collagen aqueous solution (Disposable Barrels / Pistons, 55cc, manufactured by EFD) is filled, and the collagen aqueous solution is pneumatically supplied from a needle attached to the syringe by an air pump with 99.5% ethanol (Japanese). The solution was discharged into a first ethanol tank filled with a product of Kojun Pure Chemical Co., Ltd. At this time, Ultra Dispensing Tips (manufactured by EFD, 30G, ID: φ0.16 mm) was used as a needle attached to the syringe. The discharged 5% collagen aqueous solution was dehydrated and turned into a string, and then pulled up from the first ethanol tank. Collagen filaments pulled up from the first ethanol tank are completely separated from the first ethanol tank. The second ethanol tank is filled with 99.5% ethanol (made by Wako Pure Chemicals, special grade). Was immersed for about 30 seconds at room temperature, and further solidified. Subsequently, the collagen filaments pulled up from the second ethanol tank were wound around a plate member having a side of 15 cm and a thickness of 5 mm rotating at 15 rpm. Immediately before the plate-like member, a mechanism for periodically moving the horizontal position of the collagen filamentous material is provided to wind the collagen filamentous material evenly around the plate-like member, and the reciprocating speed is 1.5 mm. / Second (the filamentous material is wound at an interval of about 6 mm), and the reciprocating width is about 12 cm. The winding is set so that the rotation axis of the plate-shaped member is changed by 90 degrees every 360 windings, and the 360 windings are repeated 8 times (total number of windings of 2880). A collagen wound product having 8 layers of collagen filamentous material on both sides was obtained.
[0034]
(2) Fabrication of collagen nonwoven fabric
The collagen wound product prepared in (1) above is decompressed at 120 ° C. using a vacuum dry oven (EYELA; VOS-300VD) and an oil rotary vacuum pump (ULVAC; GCD135-XA). The thermal dehydration cross-linking reaction was performed for 24 hours under (1 Torr or less). Separately, porcine-derived type I and type III mixed collagen powder (manufactured by Nippon Ham Co., Ltd., SOFD type, Lot No.010226) was dissolved in distilled water for injection (manufactured by Otsuka Pharmaceutical Co., Ltd.) to prepare 1%. A collagen aqueous solution was prepared. This 1% collagen aqueous solution was impregnated into the collagen nonwoven fabric after the thermal dehydration crosslinking reaction, dried, and then cut along each piece (peripheral portion) of the plate member to obtain two collagen nonwoven fabrics.
[0035]
(3) Production of a polyfluorinated ethylene tube having a smooth film layer coated with heparin
5% prepared by dissolving swine-derived type I and type III mixed collagen powder (manufactured by Nippon Ham Co., Ltd., SOFD type, Lot No. 0102226) in distilled water for injection (manufactured by Otsuka Pharmaceutical Co., Ltd.) as in (1) above. 99.5% ethanol (manufactured by Wako Pure Chemicals, special grade) is filled into a syringe (Disposable Barrels / Pistons, 55cc, manufactured by EFD) and the collagen aqueous solution is supplied from a needle attached to the syringe by an air pump air pressure. It discharged to the 1st ethanol tank filled with. At this time, Ultra Dispensing Tips (manufactured by EFD, 32G, ID: φ0.11 mm) was used as a needle attached to the syringe. The discharged 5% collagen aqueous solution was dehydrated and turned into a string, and then pulled up from the first ethanol tank. Collagen filaments pulled up from the first ethanol tank are completely separated from the first ethanol tank and separated into the second ethanol tank filled with an aqueous ethanol solution having a water content of 15% to 20%. It was immersed for 30 seconds to prepare a thread-like material containing moisture. Subsequently, the collagen filaments pulled up from the second ethanol tank were wound around a polyfluorinated ethylene tube having an outer diameter of 3.0 mm rotating at 360 rpm. Immediately before the polyfluorinated ethylene tube, a reciprocating speed of 1 is provided with a device for periodically reciprocating the filamentous material in the axial direction of the polyfluorinated ethylene tube so that the filamentous material is evenly wound around the polyfluorinated ethylene tube. 0.5 mm / second (the filamentous material is wound at intervals of 0.25 mm). The filaments having a high water content are fused with each other after winding up to form a tubular film layer attached to the polyfluorinated ethylene tube. The film layer was dried by air drying while adhering to the polyfluorinated ethylene tube to produce a polyfluorinated ethylene tube having a smooth film layer. Next, heparin (Aventis Pharma Co., Ltd., Novo Heparin Injection 1000), an antithrombotic material, is applied to the entire film layer while being stretched with a spatula. Heparin coating amount is 1cm film layer ² About 180 units per unit. Thus, a polyfluorinated ethylene tube having a smooth film layer coated with heparin was obtained.
[0036]
(4) Production of artificial blood vessels
5% collagen (pig-derived type I, type III mixed collagen powder (manufactured by Nippon Ham Co., Ltd., SOFD type, Lot No.) with a width of 5 mm along one side of one side of the collagen nonwoven fabric prepared in (2) above. The solution (prepared by dissolving in 0.0102226) containing distilled water for injection (manufactured by Otsuka Pharmaceutical Co., Ltd.) was applied by thinly stretching using a spatula as an adhesive for bonding the smooth film layer. This is affixed to the polyfluorinated ethylene tube having the smooth film layer prepared in the above (3), and dried to adhere the smooth film layer and the collagen nonwoven fabric. Next, 5% collagen-containing distilled aqueous solution for injection is applied again to the entire surface of the collagen nonwoven fabric to be bonded, and this is used as an adhesive to wind the collagen nonwoven fabric. After winding twice, excess collagen nonwoven fabric was cut off by a breaker and naturally dried at room temperature for 4 hours to obtain an artificial blood vessel having a smooth film layer. The obtained artificial blood vessel is subjected to thermal dehydration crosslinking for 24 hours under the same conditions as in (2) above. After thermal dehydration cross-linking, it was immersed in a 3.75% sodium bicarbonate aqueous solution for about 1 hour, then immersed in a 1.875% sodium bicarbonate aqueous solution for about 8 hours, and then subjected to neutralization treatment. Immerse in distilled water for about 12 hours to wash the sodium bicarbonate. After washing with distilled water and again performing thermal dehydration crosslinking for 24 hours under the same conditions as in (2) above, after completion of thermal dehydration crosslinking, the polyfluorinated polyethylene tube is pulled out and an artificial blood vessel having an inner diameter of 3.0 mm and a total length of about 12 cm. Got.
Similarly, the above operations (1) to (4) were repeated to produce a total of five artificial blood vessels.
[0037]
(Experiment 1) Suture strength test
A suture strength test was performed using the artificial blood vessel prepared in Example 1. In the suture strength test, as shown in FIG. 2, one end of each artificial blood vessel 4 is sutured with a proline thread 5 (USP standard size 5-0, manufactured by Ethicon) to form a ring, The suture ring was hooked on a hook 61 of a digital force gauge (manufactured by Imada Seisakusho, model DPS-5R) 6 and hooked on a hook 71 of a pulling machine 7 having a mechanism for pulling the other end at a constant speed. This was pulled at a constant speed of 15 mm / second, and the value (tensile strength) indicated by the digital force gauge 6 when the artificial blood vessel broke was measured.
[0038]
As a result, it was confirmed that the artificial blood vessel produced in Example 1 had a tensile strength of 2.62 N (Newton). With this artificial blood vessel, the presence or absence of fraying or breaking of the artificial blood vessel was confirmed by the animal test of continuous anastomosis using the rabbit carotid artery, but no fraying or breaking was seen at all, and the 2.62N tensile strength was sufficient. It was confirmed that it was retained.
[0039]
(Experiment 2) Implantation into rabbit carotid artery and cell proliferation test
Using the artificial blood vessel prepared in Example 1, implantation into a rabbit carotid artery and cell proliferation tests such as fibroblasts and vascular endothelial cells were performed according to the following method.
An incision is made under the general anesthesia of the neck (20-30 mm) of a rabbit (spear, body weight 2.6 kg) to expose the internal carotid artery 20 mm. The exposed internal carotid artery was cut at the center, and the artificial blood vessel produced in Example 1 was cut to a total length of 15 mm, and was bonded to each end of the internal carotid artery cut using the cuff method (FIG. 3). The cuff method was in accordance with the organ transplant experiment manual, “Basic procedure of blood vessel anastomosis-cuff method” (cell engineering separate volume, Chapter 8, 53-56 Shujunsha). First, an appropriately sized polyfluorinated ethylene tube was processed into a cuff shape (short cylindrical shape) to produce a cuff 9. The end of one blood vessel 8 cut through the cuff 9 is passed, and the cuff handle and the blood vessel 8 are sandwiched between clips and temporarily fixed. Using two tweezers, turn the blood vessel that has passed through the cuff 9 so as to cover the cuff body, and tie the cuff 9 and the blood vessel 8 using silk thread (USP standard size 3-0) (to bind the blood vessel) Fix it. Next, the blood vessel 8 fixed with the cuff 9 is covered with the artificial blood vessel 4 produced in Example 1, and the artificial blood vessel 4 and the cuff 9 are fixed with 2-0 silk thread. Similarly, the end of the other blood vessel 8 was joined using the cuff 9 and joined to the artificial blood vessel 4 and then blood flow was resumed. The implanted artificial blood vessel is opened 3 days, 4 days, 7 days, 1 month, 2 months, 3 months, and 6 months after the implantation. The blood vessel part on the heart side and the brain side connected to the artificial blood vessel was squeezed with forceps to check for blood flow. Further, one collagen artificial blood vessel site was collected on each period of 1 month, 2 months, 3 months, and 6 months, and cell proliferation was confirmed by HE staining or the like.
[0040]
Vascular transplantation was performed on 9 rabbits. For these 9 birds, the patency at 1 month (the passage of blood was maintained) was 6/9 (66.7%). Hematoxylin-eosin staining (hereinafter referred to as HE staining) was performed on 2 out of the 6 remaining birds. The remaining four birds continued to be observed until the second month. The patency at the second month was 4/4 (100%). Of the four puppies that had been pat- terned, one was stained with HE as in the first month. Furthermore, the remaining 3 birds were observed for 3 months and 6 months, and it was confirmed that they remained open until the 6th month. And cell proliferation was confirmed by HE staining one by one on each period.
[0041]
FIG. 4 (1 month), FIG. 5 (2 months), FIG. 6 (3 months) and FIG. 6 show the results of HE staining of the artificial blood vessels taken on the 1st, 2nd, 3rd, and 6th months. 7 (6 months). 4-7, (b) is an enlarged view of (a). Reference numeral 9 in the figure denotes a cuff, and 10 denotes a regenerative cell group (see FIG. 3). As shown in the figure, the extension of the regenerative cell group 10 such as fibroblasts and vascular endothelial cells, which are considered to be connective tissues, was confirmed from the autovascular regions at both ends of the heart side and brain side joined in the direction of the artificial blood vessel made of collagen. In particular, in the 2nd and 3rd month staining, connective tissue fibroblasts and vascular endothelial cells extend over the surface of the transplanted collagen artificial blood vessel 10mm (excluding the size of the cuff overlapped portion). It was confirmed that
[0042]
In addition, the collagen artificial blood vessels did not show any particularly remarkable inflammatory reaction, the cell infiltration was good, and it was confirmed that the degradation of the graft progressed with time.
[0043]
(Experiment 3) Implantation and patency test in rabbit carotid artery
Using the collagen-made artificial blood vessel produced in Example 1, a rabbit carotid artery was implanted and patented according to the following method (in the present invention, this refers to a state in which blood passes through the artificial blood vessel). went.
An incision is made under the general anesthesia of the neck (50-60 mm) of a rabbit (spear, body weight 2.6 kg) to expose the internal carotid artery 40 mm. The exposed internal carotid artery was cut at the center, and the artificial blood vessel produced in Example 1 was cut to a total length of 30 mm, and was connected to each end of the internal carotid artery cut using the cuff method, as in Experimental Example 2. The implanted artificial blood vessel made of collagen is opened on the 3rd day, 1 month, 2 months, and 3 months after implantation, and the implanted collagen artificial blood vessel portion is taken out and opened. The presence of blood flow was confirmed by squeezing the autologous blood vessel site on the heart side and brain side connected to the artificial blood vessel with forceps.
[0044]
Blood vessel transplantation was performed on 3 rabbits. For these three birds, the patency in the first month was 2/3 (66.7%). The remaining two birds continued to be observed until the second and third months. The patency at the second and third months was both 2/2 (100%). From the above experimental results, it was confirmed that even if the length of the artificial blood vessel to be transplanted was extended from 10 mm to 30 mm, it was preserved for a long time.
[0045]
【The invention's effect】
The artificial blood vessel of the present invention has an excellent suture strength for transplantation. Further, since there is no unevenness in fiber density, the inner diameter is constant, and there is no distortion, transplantation and regeneration are possible even for a defect such as a long blood vessel. Furthermore, when the artificial blood vessel of the present invention is replaced by blood vessel replacement, it has an excellent effect of promoting the regeneration of blood vessel cells such as vascular endothelial cells and fibroblasts at the defect site, and promotes uneven regeneration. There is almost no deformation of the blood vessel after regeneration.
[0046]
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is an explanatory diagram of a method for producing an artificial blood vessel according to the present invention.
FIG. 2 is an explanatory diagram of a suture strength test.
FIG. 3 is an explanatory diagram showing an example of a method for using the artificial blood vessel of the present invention.
4 is an HE-stained image after one month in the cell proliferation test of Experimental Example 2. FIG.
5 is a HE-stained image after 2 months in the cell proliferation test of Experimental Example 2. FIG.
6 is a HE-stained image after 3 months in the cell proliferation test of Experimental Example 2. FIG.
7 is an HE-stained image after 6 months in the cell proliferation test of Experimental Example 2. FIG.
[Explanation of symbols]
1 Collagen nonwoven fabric
2 Hydrophobic tube
3 Smooth film layer
4 artificial blood vessels
5 Proline yarn
6 Digital force gauge
61 hook
7 Pulling machine
71 hook
8 Blood vessels
9 Cuff
10 Regenerative cells

Claims

コラーゲン紡糸糸を複数本ほぼ平行に配列した層状物を、前記コラーゲン紡糸糸の配列方向が互いに角度をなすように複数重ね、接着することによってコラーゲン不織布を作製し、その後、前記コラーゲン不織布を管状に成型することを特徴とする人工血管。A plurality of layers of collagen spun yarns arranged substantially in parallel are stacked and bonded so that the arrangement directions of the collagen spun yarns form an angle with each other to produce a collagen nonwoven fabric, and then the collagen nonwoven fabric is formed into a tubular shape. An artificial blood vessel characterized by molding.

コラーゲン不織布が、長手方向に垂直な断面図で渦巻き状に積層された、請求項１記載の人工血管。The artificial blood vessel according to claim 1, wherein the collagen nonwoven fabric is laminated in a spiral shape in a cross-sectional view perpendicular to the longitudinal direction.

コラーゲン不織布を、円柱またはチューブの側面に巻きつけて積層し、積層されたコラーゲン不織布から円柱またはチューブを抜いた、請求項１記載の人工血管。The artificial blood vessel according to claim 1, wherein a collagen nonwoven fabric is wound around a cylinder or a side surface of the tube and laminated, and the cylinder or tube is removed from the laminated collagen nonwoven fabric.

コラーゲン紡糸糸が４０ｍｍ以下の間隔で、ほぼ平行に配列した、請求項１記載の人工血管。The artificial blood vessel according to claim 1, wherein the collagen spun yarns are arranged substantially in parallel at intervals of 40 mm or less.

コラーゲン不織布が第1の層状物に配列されたコラーゲン紡糸糸と第２の層状物に配列されたコラーゲン紡糸糸でなり、前記第1の層状物に配列されたコラーゲン紡糸糸と前記第２の層状物に配列されたコラーゲン紡糸糸のなす鋭角の角度が５°以下であるように、複数本ほぼ平行に配列された、請求項１記載の人工血管。A collagen non-woven fabric comprising a collagen spun yarn arranged in a first layered product and a collagen spun yarn arranged in a second layered product, and the collagen spun yarn arranged in the first layered product and the second layered product The artificial blood vessel according to claim 1, wherein a plurality of collagen blood vessels arranged in parallel are arranged substantially in parallel so that an acute angle formed by collagen spun yarns arranged in a product is 5 ° or less.

コラーゲン不織布が生分解性物質でコーティングされた、請求項１記載の人工血管。The artificial blood vessel according to claim 1, wherein the collagen non-woven fabric is coated with a biodegradable substance.

コラーゲン不織布に抗血栓性材料が塗布された、請求項１記載の人工血管。The artificial blood vessel according to claim 1, wherein an antithrombotic material is applied to a collagen nonwoven fabric.

人工血管の最内層に、さらに生分解性物質からなる平滑フィルム層を有する、請求項１記載の人工血管。The artificial blood vessel according to claim 1, further comprising a smooth film layer made of a biodegradable substance in the innermost layer of the artificial blood vessel.

生分解性物質がコラーゲンである、請求項８記載の人工血管。The artificial blood vessel according to claim 8, wherein the biodegradable substance is collagen.

平滑フィルム層に抗血栓性材料を塗布したことを特徴とする請求項１記載の人工血管。The artificial blood vessel according to claim 1, wherein an antithrombotic material is applied to the smooth film layer.

抗血栓性材料がヘパリンであることを特徴とする請求項７または１０記載の人工血管。The artificial blood vessel according to claim 7 or 10, wherein the antithrombotic material is heparin.

コラーゲン紡糸糸を複数本ほぼ平行に配列した層状物を、前記コラーゲン紡糸糸の配列方向が互いに角度をなすように複数重ね、接着することによってコラーゲン不織布を作製し、その後、前記コラーゲン不織布を管状に成型することを特徴とする、人工血管の製造方法。A plurality of layers of collagen spun yarns arranged substantially in parallel are stacked and bonded so that the arrangement directions of the collagen spun yarns form an angle with each other to produce a collagen nonwoven fabric, and then the collagen nonwoven fabric is formed into a tubular shape. A method for producing an artificial blood vessel, comprising molding.

コラーゲン不織布を長手方向に垂直な断面図で渦巻き状に積層する、請求項１２記載の人工血管の製造方法。The method for producing an artificial blood vessel according to claim 12, wherein the collagen nonwoven fabric is spirally laminated in a cross-sectional view perpendicular to the longitudinal direction.

コラーゲン不織布を、円柱またはチューブの側面に巻きつけることにより積層して管状に成型し、その後、積層されたコラーゲン不織布から円柱またはチューブを抜く、請求項１２記載の人工血管の製造方法。The method for producing an artificial blood vessel according to claim 12, wherein a collagen nonwoven fabric is laminated by being wound around a cylinder or a side surface of the tube to form a tubular shape, and then the cylinder or tube is removed from the laminated collagen nonwoven fabric.