CN105873622A - 血管重建移植材料 - Google Patents

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Abstract

提供了一种移植材料，该移植材料能够为再生组织在植入位点处确保足够的空间，并且由此促进血管的再生。具体地，本发明提供了一种血管重建移植材料，该血管重建移植材料包括外管和内管，该外管和该内管各自通过将可生物降解的单纱的加捻纱编织成中空的管状结构而形成，其中在该外管的内腔中设置有至少一个内管，该至少一个内管具有小于该外管的内腔直径的外径。该内管起到作为该外管的核心材料的作用，并且因此该血管重建移植材料的抗扭结性是优异的，并且该内腔的堵塞几乎不发生。

Description

血管重建移植材料
技术领域
本发明涉及一种血管重建移植材料。
背景技术
为了治疗归因于糖尿病、癌症、风湿病等的并发症的血管病症，已经尝试使用具有管状结构的移植材料进行血管重建。当将移植材料嵌入到受损部位中时，生物体所固有的细胞或与移植材料一起植入的细胞使用移植材料作为支架使组织再生，并且形成新生血管性血管。
该移植材料由一种生物可吸收材料构成，并且能在生物体内分解和吸收。然而，直至该组织在植入后再生，该移植材料保留在该植入位点处而不被分解，并且提供支架和组织再生的空间。从移植材料中形成管状结构可以紧固支架以及内腔中这种再生组织的空间。
作为一种具有管状结构的移植材料，专利文献1披露了“一种用于活组织再生的管状医用材料，其中第一纱线由生物可吸收聚合物的多丝制成，并且第二纱线由生物可吸收聚合物的单丝制成，将该第一纱线与该第二纱线组合并且交替地排列或以适当的比率布置到圆柱体中，该圆柱体由辫状或管状针织状组织构成”(参见权利要求1)。据称该管状医用材料允许该圆柱体的内部为空腔，因此不会扰乱用于再生活组织的液体的流动，并且可以防止内腔内部的液体的漏出(参见上述文献中的0008段)。专利文献1没有描述采用用于移植材料的多管式结构。
此外，非专利文献1称“已进行将许多材料(如聚乳酸以及聚乙醇酸)发展为纤维的人工聚合物材料，并且还可以根据应用对此类材料进行选择；将组织溶解型材料的多条原纱(直径：10μm)编织，以制备中空管，并且将不同粘附分子结合；针织机的设置允许构建具有许多不同尺寸与形状的的支架。”(上述文献，第46页，左栏，倒数第6至第2行)。另外，据称“本发明的方法已经证明是有效用于在如脑脊髓的有限空间中重建神经环路的方法”(上述文献，第47页，左栏，第15至第17行)；然而，尚未陈述该方法可以应用于血管。
另外，对于用于血管重建的支架材料，专利文献2披露了一种支架材料，该支架材料是一种中空圆柱体，该中空圆柱体由多个同心层和一个圆柱体构成，该圆柱体由脂肪族聚酯纤维形成。该支架材料是由多个层构成的圆柱体，其通过缠绕纤维而制备，纤维是通过纺织纺液(包括脂肪族聚酯)用 电纺丝方法而获得的，并且认为该支架材料是具有与血管结构类似的结构并且与血管机械强度可比的机械强度的材料(参见上述文献，第2页，第15至第22行)。在该支架材料中，该多个层模拟实际血管组织的血管内膜、血管中层以及血管外膜(参见第7页，第1至第12行，出处同上)，并且认为这些层相互附着。
引用清单
专利文献
专利文献1：日本专利特许公开号2010-240200
专利文献2：国际公开号WO 2006/054799
非专利文献
非专利文献1：功能性材料(Functional Materials)(基诺才良(Kino Zairyo)(日语))第32卷，第5期，2012年5月
发明概述
技术问题
当将具有管状结构的移植材料嵌入到生物体中时，该移植材料变形并且有时内腔被堵塞。具体而言，当在治疗糖尿病大血管病变中将移植材料嵌入到大腿等的肌肉中时，变形(扭结)易于发生。当内腔由于移植材料的变形而堵塞时，无法确保用于组织再生的空间，内腔中细胞的迁移、以及氧、血液和细胞外液的流动受到阻碍，并且血管重建趋向于变得困难。
在上述专利文献1中描述的管状医用材料通过使用由厚单丝构成的第二纱线改善了圆柱体的抗扭结性(参见上述文献，第0008段)。在由多个层构成的层状结构的基础上，认为在专利文献2中描述的支架材料能增强圆柱体的机械强度。
本发明的一个目的在于提供一种移植材料，该移植材料能够为再生组织在植入位点处确保足够的空间，并且由此促进血管的再生。
问题的解决方案
为了解决上述问题，本发明提供了一种血管重建移植材料，该血管重建移植材料包括外管和内管，该外管和该内管各自通过将可生物降解的单纱的加捻纱编织成中空的管状结构而形成，其中在该外管的内腔中设置有至少一个内管，该至少一个内管具有小于该外管的内腔直径的外径。因为该内管起到作为该外管的核心材料的作用，该血管重建移植材料的抗扭结性是优异的，并且该内腔的堵塞几乎不发生。
此外，根据本发明的血管重建移植材料在该外管的内腔中设置有空间， 该空间由该外管的内腔内表面和该内管的外表面构成。当外管经受外力而变形时，该空间通过缓解外管的变形并且防止内管的变形，充当用于组织再生的空间，并且还起到维持内管内腔的作用。
另外，根据本发明的血管重建移植材料在该外管和该内管中设置有多个空隙，这些空隙在编织的加捻纱之间形成并且允许内腔的外部和内部相互连通。该血管重建移植材料允许细胞、氧、血液以及细胞外液通过穿过该重建移植材料的壁的空隙从该外管和该内管的内腔进出。
允许根据本发明的血管重建移植材料包括如结合至该外管和/或该内管的一种或多种选自下组的因子，该组由以下各项组成：血管内皮生长因子(VEGF)、血小板源性生长因子(PDGF)、成纤维细胞生长因子(FGF)和/或肝细胞生长因子(HGF)。在这种情况下，一种或多种选自该组的因子可结合至该外管，并且一种或多种选自该组的其他因子可结合至该内管。
在根据本发明的血管重建移植材料中，血管细胞和/或有待分化为血管细胞的细胞可以装在该内管的内腔和/或该空间中。
本发明的有利效果
本发明提供了一种移植材料，该移植材料在植入位点处的抗扭结性是优异的，并且能够为再生组织在植入位点处确保足够的空间，并且由此促进血管的再生。
附图简要说明
图1是展示根据本发明的第一个实施例的血管重建移植材料的示意图，图1(A)和图1(B)分别显示了涉及的移植材料的侧视图和截面视图。
图2是展示根据本发明的第二个实施例的血管重建移植材料的示意图，图2(A)和图2(B)分别显示了涉及的移植材料的侧视图和截面视图。
图3是展示根据本发明的第三个实施例的血管重建移植材料的示意图，图3(A)和图3(B)分别显示了涉及的移植材料的侧视图和截面视图。
图4是展示可用于布置根据本发明的血管重建移植材料的导丝的示意图。
图5-1是显示通过使用具有与其结合的基因转移载体的中空管状结构，将基因转移至培养细胞的结果的照片。
图5-2是图5-1中所示照片的示意图。
图6-1是显示将血管重建移植材料植入肌肉的结果(植入后3天)的照片。
图6-2是图6-1中所示照片的示意图。
图7是显示将VEGF包覆的血管重建移植材料植入下肢缺血模型小鼠 (裸鼠)的结果(植入后3周)的照片，图7(A)显示了具有单管结构的中空管状结构的植入区，并且图7(B)显示了具有双管结构的血管重建移植材料的植入区。
图8是显示将VEGF包覆的血管重建移植材料植入下肢缺血模型小鼠(C57BL/6J)的结果(植入后3周)的照片，图8(A)显示了具有单管结构的中空管状结构的植入区，并且图8(B)显示了具有双管结构的血管重建移植材料的植入区。
图9是显示下肢缺血模型小鼠(C57BL/6J)中血管重建移植材料的植入区的CD31染色质像的照片。
图10是显示下肢缺血模型小鼠(C57BL/6J)中血管重建移植材料的植入区中番茄凝集素的结合的照片。
实施方案的说明
在下文中，参考附图来描述用于实施本发明的优选实施例。应当指出的是，以下所描述的实施例各自为本发明的代表性实施例的一个实例，并且由此不应狭窄地理解本发明的范围。此外，以下所描述的实施例中所描述的动物物种的实例包括但不限于人类。
1.根据第一个实施例的血管重建移植材料
图1是展示根据本发明的第一个实施例的血管重建移植材料的示意图。血管重建移植材料A由外管1和内管2组成。该外管1和该内管2各自通过将可生物降解的单纱3的加捻纱4编织成中空管状结构而形成。
[可生物降解的单纱的加捻纱]
可生物降解的单纱3由天然聚合物或合成聚合物(可生物降解的聚合物)构成，该聚合物能够在生物体中酶的作用下被水解。该可生物降解的聚合物在生物体中溶解并且吸收，并且因此允许将异物反应的危险抑制到最低，并且具有优异的安全性。
该可生物降解的聚合物的实例可包括聚乙醇酸、聚乳酸、乙醇酸/乳酸共聚物、聚-ε-己内酯、乳酸/ε-己内酯共聚物、聚羟基丁酸、明胶、交联明胶、胶原、海藻酸、几丁质、壳聚糖、透明质酸、纤维素、淀粉、聚天冬氨酸、聚谷氨酸、以及聚赖氨酸。该可生物降解的聚合物特别优选为聚乙醇酸、聚乳酸、以及乙醇酸/乳酸共聚物。
可根据移植材料将要插入的组织的特性和损伤程度适当地选择可生物降解的单纱3的直径。单纱的直径可以是例如200μm或更少、100μm或更少、或10μm或更少。认为单纱的直径优选为1至100μm、更优选为5至50μm、并且进一步优选为约10至约20μm。
可生物降解的单纱3的截面形状不受特定限制，并且可以例如是圆形或 多边形的。可生物降解的单纱3可以具有突出或细微不齐。
加捻纱4是通过缠绕多个可生物降解的单纱3形成的。在加捻纱4中，在例如材料、直径和截面形状方面彼此不同的多个类型的可生物降解的单纱3可以组合使用。捆扎成加捻纱4的可生物降解的单纱3的数目不受特定限制，并且认为是2至1000、优选为约4至约500、并且特别优选为约4至约100。用于外管1中的可生物降解的单纱3和加捻纱4以及用于内管2中的可生物降解的单纱3和加捻纱4分别用相同的符号标记，但可以分别在例如材料、直径、截面形状和纱根数方面彼此不同。
此外，可生物降解的单纱3本身可以是具有中空结构(管状结构)的中空纱。另外，在可生物降解的单纱3中，也可以使用形状记忆材料。
该外管1和该内管2各自通过将加捻纱4编织成中空管状结构而形成。具体地，各自具有中空结构的外管1和内管2可以通过围绕核心(如金属丝、树脂丝或纤维)编织加捻纱4，并且最后拔出核心来获得。应当指出的是，核心的材料并不限于上述金属、树脂以及纤维。
此外，在所得外管1和内管2中，衍生自加捻纱4的针织圈结构的空隙5在加捻纱4之间形成。空隙5允许外管1(或内管2)的内腔的外部和内部相互连通，并且充当细胞、氧、血液以及细胞外液从内腔进出的移动路径。
通过调节可生物降解的单纱3所使用的材料、直径、截面形状和纱根数，并且通过调节例如加捻纱4的针织花纹以及在针织过程中施加至加捻纱4的力，可以改变外管1和内管2各自的刚性以及空隙5的形状和尺寸。
空隙5被设计成具有允许细胞、氧、血液以及细胞外液从中穿过的尺寸，并且因此尺寸为例如约5μm至约2000μm。空隙5的尺寸优选地是约10μm至约1000μm、并且更优选地是约100μm至约500μm。外管1的空隙5和内管2的空隙5用相同的符号标记，但在形状和尺寸方面可以彼此不同。
[多管式结构]
根据本发明的血管重建移植材料具有多管式结构，该多管式结构在外管1的内腔中设有至少一个内管2。本实施例的血管重建移植材料A被设计成具有双管结构，该双管结构在外管1的内腔中设有1个内管2。
内管2具有小于外管1的内腔直径d1的外径D2。内管2的外径D2被设计成为例如外管1的内腔直径d1的约90％、80％、70％、60％、50％、40％、30％、20％或10％。
双管结构可以通过以下程序制备。首先，将加捻纱4围绕核心编织以制备外管1。然后，通过围绕具有比用于制备外管1的核心的直径小的直径的核心编织加捻纱4，以制备内管2。之后，在拔出核心后，将内管2与核心一起插入外管1的内腔中。最后，将内管2的核心拔出，并且因此获得具有双管结构的血管重建移植材料A。所使用的核心的直径可以根据外管1的内腔直 径d1和内管2的内腔直径d2适当设置。
可根据移植材料将要插入的组织的特性和损伤程度适当地选择外管1的外径D1。外径D1可能高达10000μm。在将移植材料植入器官(如脊髓或没有能动性的皮下组织)中的情况下，即使约100μm的外管1的内腔直径d1也不会导致植入后内腔的堵塞。从另一方面来说，在将移植材料植入经历活跃的收缩运动的器官(如肌肉)中的情况下，约100μm的内腔直径d1容易导致内腔的堵塞，并且因此内腔直径d1令人希望地被设计为约500μm。考虑到对于人类的适应性，被设计为较大的内腔直径d1可用于循环动力学改善作用以及内腔堵塞的预防。
引用以下数值作为外管1的直径的一组实例和内管2的直径的一组实例。
外管1：外径D1：600μm，内腔直径d1：500μm
内管2：外径D2：300μm，内腔直径d2：200μm
血管重建移植材料A的长度被设计成约2mm至约100cm、并且优选地约1cm至约30cm。
血管重建移植材料A在该外管1的内腔中设置有空间11，该空间由该外管1的内腔内表面和该内管2的外表面构成。空间11充当用于由于生物体所固有的细胞或与移植材料一起植入的细胞造成的组织再生的空间。允许用于组织再生的空间得以确保的空间11的尺寸是足够的并且另外不受具体地限制；根据移植材料将要插入的组织的特性和损伤程度适当设计空间11的尺寸。
血管重建移植材料A具有双管结构(或多管式结构)，并且内管2起到作为外管1的核心材料的作用；因此，血管重建移植材料A的抗扭结性是优异的，并且甚至在将移植材料植入经历活跃的收缩运动的器官(如肌肉)中的情况下，外管1的内腔和内管2的内腔几乎不堵塞。此外，即使外管1经受外力而变形，空间11缓解外管1的变形并且防止内管2的变形，并且因此可以维持内管2的内腔(参见图1(B)中参考号22)。因此，在血管重建移植材料A中，为再生组织在植入位点处确保了足够的空间，促进了所涉及的空间内的细胞的迁移、以及氧、血液和细胞外液的流动，并且因此可以有效地诱导血管的再生。更确切地说，从组织进入外管1的内腔和内管2的内腔的游走细胞以及装在内腔中的植入细胞可以沿着空间11和内管2的内腔22生长，而不被宿主的细胞所干扰，并且因此促进了新生血管性血管的延伸。
另外，在血管重建移植材料A中，因为外管1和内管2具有空隙5，使得细胞、氧、血液以及细胞外液从外管1的内腔和内管2的内腔中进出成为可能。因此，在血管重建移植材料A中，组织中的游走细胞和组织液可以穿过空隙5进入内腔，并且装在内腔中的植入细胞可以穿过空隙5离开内腔并 且进入组织。离开血管重建移植材料A的内腔并且进入组织的植入细胞移动至植入位点及其周围，以促成血管重建。
[粘附分子]
细胞粘附分子可以结合至血管重建移植材料A。细胞粘附分子意指促进细胞粘附的分子，并且细胞粘附分子的实例包括层粘连蛋白、纤维连接蛋白、胶原、聚赖氨酸以及聚鸟氨酸。
两种或更多种类型的细胞粘附分子可以组合结合至血管重建移植材料A。此外，不同类型的细胞粘附分子可以结合至血管重建移植材料A的对应位点。例如，通过分别将不同类型的细胞粘附分子结合至外管1和内管2，或者通过分别将不同类型的细胞粘附分子结合至血管重建移植材料A的末端以及中心位置，有可能制备具有预期细胞粘附特性的血管重建移植材料A，这些特性与存在于移植材料将要插入的组织中的细胞以及有待与血管重建移植材料A一起植入的细胞相符合。
细胞粘附分子结合至血管重建移植材料A可以基于化学结合或物理结合(例如，吸附作用)。例如，通过在室温下将血管重建移植材料A浸泡在层粘连蛋白水溶液(1至1000μg/ml)中持续2至16小时，用蒸馏水洗涤血管重建移植材料A并且干燥血管重建移植材料A，以获得层粘连蛋白所结合的血管重建移植材料A。
[生长因子]
可以将肝素和/或硫酸乙酰肝素结合至血管重建移植材料A。肝素和硫酸乙酰肝素具有与病毒的结合亲和力，该病毒用作基因转移载体，如腺病毒相关病毒。因此，通过将肝素或类似物结合至血管重建移植材料A，病毒载体可以经由肝素等的介导结合至血管重建移植材料A。作为病毒病毒，还可以使用仙台病毒载体、慢病毒载体、逆转录病毒载体、腺病毒载体等。
病毒载体的实例包括：表达具有促进新生血管性血管生长/成熟作用的因子的病毒载体，这些因子例如是血管内皮生长因子(VEGF)、血小板源性生长因子(PDGF)、成纤维细胞生长因子(FGF/bFGF)以及肝细胞生长因子(HGF)。
此外，肝素和硫酸乙酰肝素也具有与许多营养因子(如VEGF、HGF、FGF/bFGF、表皮生长因子(EGF)、趋化因子和中期因子)的结合亲和力。因此，通过将肝素或类似物结合至血管重建移植材料A，也可以将具有肝素结合特性的营养因子结合至血管重建移植材料A。另外，也可以将这些因子的蛋白无需肝素的介导直接结合至血管重建移植材料A。
对于用于引入和表达具有促进新生血管性血管生长/成熟作用的因子(如VEGF)的方式，不限于上述病毒载体，也可以采用迄今为止已知的基因载体(如质粒)。作为用于表达血管形成中所涉及的因子的方式，还有可 能使用DNA(包括有义链和反义链)和RNA(包括有义链、反义链、siRNA和miRNA)。例如，当使用有义链时，有可能诱导血管形成中所涉及的因子的表达。当使用反义链时或当使用RNAi时，认为血管形成中所涉及的因子的表达是通过抑制转录因子的表达来诱导的，该转录因子在抑制血管形成中所涉及的因子的表达中发挥作用。因为含有氨基的化合物(如上述聚赖氨酸形式)与核酸(如DNA和RNA)形成离子键，当聚赖氨酸作为细胞粘附分子结合至血管重建移植材料A时，还有可能经由聚赖氨酸的介导将用以控制血管形成中所涉及的基因表达的核酸结合至血管重建移植材料A。在本发明中，生长因子结合至血管重建移植材料的模式和结合形式可以是允许生长因子展现其功能的任何模式和任何结合形式；如以上所描述的，可以采用核酸的模式或蛋白的模式；这些的结合可以采取经由肝素和/或硫酸乙酰肝素的介导的形式；另外，当因子是核酸时，可以采用核酸本身的模式或被安装在基因载体上的模式。
可以将一种或多种上述因子结合至外管1和内管2中的每一个，或可替代地，可以将不同因子分别结合至外管1和内管2。可根据移植材料将要插入的组织的特性和损伤程度适当地设置分别结合至外管1和内管2的因子的组合。
作为举例，接近于生物体中的血管的环境可以通过将用以诱导和繁殖血管内皮细胞的VEGF结合至内管2并且通过将其他血管形成相关因子(如HGF、FGF2以及PDGF)结合至外管1而再生。可替代地，在另一个可能的情况下，将VEGF结合至外管1并且将其他血管形成相关因子(如HGF、FGF2以及PDGF)结合至内管2。与仅仅将例如VEGF注射进入组织的常规方法相比，在植入位点处用血管重建移植材料A构建接近于生物体中的血管的环境可以有效地促进血管的再生。
[细胞]
血管细胞和/或有待分化为血管细胞的细胞也可以装在空间11和内管2的内腔22中。如在此提及的“血管细胞”包括至少血管内皮细胞和血管周细胞(周细胞)。“有待分化为血管细胞的细胞”包括例如血管内皮细胞和周细胞的前体细胞；干细胞，如诱导性多能干细胞(iPS细胞)以及胚胎干细胞(ES细胞)；以及间充质干细胞。
另外，当心肌细胞与血管细胞一起装在空间11和内管2的内腔22中时，应用于心肌梗塞和心肌病的治疗是可能的。另外，植入的细胞也可以装在内管2的内腔22中，并且促进新生血管性血管生长/成熟的因子(如VEGF、PDGF、FGF/bFGF以及HGF)也可以结合在空间11中。以这种方式，可以促进血管结构与例如植入的血管内皮细胞的构建。
代替细胞或与细胞一起，可以将不同营养因子和不同药物引入空间11 和内管2的内腔22中。当将胶状的营养因子和胶状的药物装在空间11和内管2的内腔22中时，经很长的一段时期，这些物质可以在植入位点处释放。
[磁体]
磁体可以连接至血管重建移植材料A。通过将磁体连接至血管重建移植材料A，通过使用磁场发生器，血管重建移植材料A可以被诱导并且使得留置于组织中的靶部位中。
至于用于磁体的材料，有可能使用任何金属材料，如铁、镍、钴以及它们的合金(如铁铬钴合金与铝镍钴合金)；铁氧体；稀土磁体；以及磁性不锈钢。稀土磁体的实例包括钐钴(SmCo)磁体和钕(NdFeB)磁体。对于磁体，可以使用经具有生物相容性的并且迄今用于涂覆注射器针头或类似物的材料涂覆的这些金属材料。生物相容性材料的实例包括作为对二甲苯聚合物的Parylene(聚对二甲苯)(注册商标)、硅、聚丙烯以及四氟乙烯。当将铁铬钴合金(FeCrCo)用作金属材料时，可以使用通过将可商购的FeCrCo线热伸长制备的纳米线。
磁体可以连接至血管重建移植材料A的一端，或者可以固定处于至少部分地插入血管重建移植材料A的内腔中的状态。
为了将磁体连接至血管重建移植材料A的一端，用浆糊或通过热熔融粘结将磁体的一端与血管重建移植材料A的一端彼此结合。通过磁体和血管重建移植材料A的单点结合，磁体和血管重建移植材料A可以同时受外部磁场的控制。作为浆糊，例如，可以使用通过将聚乳酸(PLLA)与氯仿以0.5％的浓度混合制备的浆糊。就热熔融粘结而言，熔融粘结可以通过在约200℃下将焊烙铁施加至血管重建移植材料A进行。将磁体的一端机械地结合至血管重建移植材料A的一端是一种可能方法。
为了将磁体固定处于至少部分地插入血管重建移植材料A的内腔中的状态，将磁体插入血管重建移植材料A的内腔中，并且将在约200℃下将血管重建移植材料A加热几秒钟以熔融纱线，并使得粘附至磁体。可替代地，也可以用化学品进行粘附。
为了促进采用磁场发生器诱导磁体并将该磁体插入组织中，优选的是以细针或杆状形成磁体。针状或杆状的磁体(在下文中称为“针状磁体”)优选为超细磁体。通过将磁体制备成为超细的，由插入或者血管重建移植材料A的留置所引起的出血或组织损伤可以被抑制到最低。
可根据移植材料将要插入的组织的特性和损伤程度适当地选择针状磁体的直径，并且将其设置为例如200μm或更少、优选地100μm或更少、并且更优选地10μm或更少。针状磁体的直径令人希望地小于血管重建移植材料A的外径。还可根据移植材料将要插入的组织的特性和损伤程度适当地选择针状磁体的长度。
对于磁场发生器，例如，可以使用披露于国际公开号WO 2001/061474中的磁场发生器。磁场发生器配备有电磁铁和用以控制所生成磁场的控制器，并且在尖端具有感应针。感应针是用于增强由电磁铁生成的磁场的磁感应强度的磁性金属针。在将感应针与血管重建移植材料A将要插入的组织附近紧密接触或插入其中之后，通过操作控制器产生磁场。通过调节磁场强度以及感应针的位置，磁体受到感应，并且因此可以将血管重建移植材料A插入并且使得其留置在组织中的预期位置处。
在这种情况下，通过使用高灵敏度磁性传感器，可以监测磁体的准确位置。对于在手术过程中使用高灵敏度磁性传感器的监测方法，例如，可能的是使用霍尔元件、MI(磁阻抗)传感器、以及SQUID(超导量子干涉器件)传感器的方法。
2.根据第二个实施例的血管重建移植材料
图2是展示根据本发明的第二个实施例的血管重建移植材料的示意图。血管重建移植材料B与上述血管重建移植材料A的不同之处在于外管1的内腔中设有多个内管。具体地，本实施例所述的血管重建移植材料B被设计成具有多管式结构，其中在外管1的内腔中设有三个内管2a、2b以及2c。应当指出的是，在外管1的内腔中设置的内管数可以是2个或4个或更多个。
外管1和内管2a、2b以及2c的构成血管重建移植材料B的加捻纱4(以及可生物降解的单纱3)、中空管状结构、空隙5等与血管重建移植材料A的那些相同，并且因此省略对于血管重建移植材料B的详细描述。
内管2a具有小于外管1的内腔直径d1的外径D2a。内管2a的外径D2a被设计为例如外管1的内腔直径d1的约70％、60％、50％、40％、30％、20％、10％或5％。内管2b和2c的外径与内管2a的外径相同，但内管2a、2b以及2c的外径可以是相同或彼此不同的。
多管式结构可以通过以下程序制备。首先，将加捻纱4围绕核心编织以制备外管1。然后，通过围绕具有比用于制备外管1的核心的直径小的直径的核心编织加捻纱4，以制备内管2a、2b以及2c的每一个。之后，在拔出核心后，将内管2a、2b以及2c各自与核心一起插入外管1的内腔中。最后，将内管2a、2b以及2c的核心相继拔出，并且因此获得具有多管式结构的血管重建移植材料B。所使用的核心的直径可以根据外管1的内腔直径d1和内管2a的内腔直径d2a(以及内管2b和2c的内腔直径)适当地设置。类似地，还可以提供两个或四个或更多个内管。
引用以下数值作为外管1的外径和内腔直径的一组实例和内管2a(以及内管2b和2c)的外径和内腔直径的一组实例。
外管1：外径D1：600μm，内腔直径d1：500μm
内管2a：外径D2a：200μm，内腔直径d2a：100μm
血管重建移植材料B在该外管1的内腔中设置有空间11，该空间由外管1的内腔内表面和内管2a、2b以及2c的外表面构成。空间11充当用于由于生物体所固有的细胞或与移植材料一起植入的细胞造成的组织再生的空间。
血管重建移植材料B具有多管式结构，并且内管2a、2b以及2c起到作为外管1的核心材料的作用；因此，血管重建移植材料B的抗扭结性是优异的，并且甚至在将移植材料植入经历活跃的收缩运动的器官(如肌肉)中的情况下，外管1的内腔和内管2a、2b以及2c的内腔几乎不堵塞。血管重建移植材料B具有多个设置在外管1的内腔中的内管，并且因此相比于上述血管重建移植材料A的抗扭结性，获得了较高的抗扭结性。
此外，即使外管1经受外力而变形，空间11缓解外管1的变形并且防止内管2a、2b以及2c的变形，并且因此可以维持内管2a、2b以及2c的内腔(参见图2(B)中的参考号22a、22b以及22c)。因此，在血管重建移植材料B中，为再生组织在植入位点处确保了足够的空间，促进了所涉及的空间内的细胞的迁移、以及氧、血液和细胞外液的流动，并且因此可以有效地诱导血管的再生。更确切地说，从组织进入外管1的内腔和内管2a、2b以及2c的内腔的游走细胞以及装在内腔中的植入细胞可以沿着空间11和内管2a、2b以及2c的内腔22a、22b以及22c生长，而不被宿主的细胞所干扰，并且因此促进了新生血管性血管的延伸。
可以将上述细胞粘附分子、肝素和/或硫酸乙酰肝素、生长因子、病毒载体以及类似物结合至血管重建移植材料B，并且必要时还可以结合磁体。
在这种情况下，可以将不同的细胞粘附分子或类似物分别结合至内管2a、2b以及2c。
血管细胞和/或有待分化为血管细胞的细胞也可以装在空间11和内管2a、2b以及2c的内腔22a、22b以及22c中，并且还可以装入胶状的营养因子和胶状的药物。在每个内腔中，可以按任选的组合装入细胞和/或药物。在根据本实施例所述的血管重建移植材料B中，设有三个内管，并且因此有可能实施将细胞和药物的不同组合装在空间11和内管2a、2b以及2c的对应内腔中。从另一方面来说，上述根据第一个实施例的血管重建移植材料A可以被设计成具有较大的空间11和内管2的较大内腔22，并且因此适用于包装和植入大量细胞和药物。
有待装在空间11和内管2a、2b以及2c的内腔22a、22b以及22c中的细胞和药物的组合可以如下实施。在设有两个或四个或更多个内管的情况下，不同的组合是类似可能的。
[表1]
3.根据第三个实施例的血管重建移植材料
图3是展示根据本发明的第三个实施例的血管重建移植材料的示意图。血管重建移植材料C与上述血管重建移植材料A的不同之处在于在第一内管2d的内腔中进一步设有第二内管2e，该第一内管设置在外管1的内腔中。具体地，在本实施例所述的血管重建移植材料C中，第一内管2d是相对于外管1的内管，并且同时是相对于第二内管2e的外管。血管重建移植材料C具有多管式结构，该多管式结构由三个管状结构(外管1、第一内管2d、以及第二内管2e)构成，这些管状结构形成“嵌套式”结构。“嵌套式”结构不限于附图中所示的三重结构，并且可以是四重或更多重结构。
外管1、第一内管2d和第二内管2e的构成血管重建移植材料C的加捻纱4(以及可生物降解的单纱3)、中空管状结构、空隙5等与血管重建移植材料A的那些相同，并且因此省略对于血管重建移植材料C的详细描述。
第一内管2d具有小于外管1的内腔直径d1的外径D2d。此外，第二内管2e具有比第一内管2d的内腔的直径d2d小的外径D2e。第一内管2d的外径D2d被设计为例如外管1的内腔直径d1的约90％、80％、70％、60％、50％、40％、30％、20％或10％。类似地，第二内管2e的外径D2e被设计为例如第一内管2d的内腔直径d2d的约90％、80％、70％、60％、50％、40％、30％、20％或10％。
多管式结构可以通过以下程序制备。首先，将加捻纱4围绕核心编织以制备外管1。然后，通过围绕具有比用于制备外管1的核心的直径小的直径的核心编织加捻纱4，以制备第一内管2d。此外，通过围绕具有比用于制备第一内管2d的核心的直径小的直径的核心编织加捻纱4，以制备第二内管2e。之后，在拔出核心后，将第一内管2d与核心一起插入外管1的内腔中，并且然后将用于第一内管2d的核心拔出。此外，在拔出核心后，将第二内管2e与核心一起插入第一内管2d的内腔中，然后，将用于第二内管2e的核心拔出，并且因此获得具有多管式结构的血管重建移植材料C。所使用的核心的直径可以根据外管1的内腔直径d1和第一内管2d和第二内管2e的内腔直径d2d和d2e适当地设置。类似地，还可以制备四重或更多重结构。
引用以下数值作为外管1的外径和内腔直径的一组实例、第一内管2d的外径和内腔直径的一组实例、以及第二内管2e的外径和内腔直径的一组实例。
外管1：外径D1：700μm，内腔直径d1：600μm
第一内管2d：外径D2d：400μm，内腔直径d2d：300μm
第二内管2e：外径D2e：200μm，内腔直径d2e：100μm
血管重建移植材料C在该外管1的内腔中设置有空间11，该空间由外管1的内腔内表面和第一内管2d的外表面构成。血管重建移植材料C在第一内管2d的内腔中还设置有空间22d，该空间由第一内管2d的内腔内表面和第二内管2e的外表面构成。这些空间11和22d充当用于由于生物体所固有的细胞或与移植材料一起植入的细胞造成的组织再生的空间。
血管重建移植材料C具有多管式结构，并且第一内管2d和第二内管2e也起到作为外管1的核心材料的作用；因此，血管重建移植材料C的抗扭结性是优异的，并且甚至在将移植材料植入经历活跃的收缩运动的器官(如肌肉)中的情况下，外管1的内腔和内管2d和2e的内腔几乎不堵塞。血管重建移植材料C具有“嵌套式”多管式结构，并且因此相比于上述血管重建移植材料A的抗扭结性，展现了较高的抗扭结性。
此外，即使外管1经受外力而变形，空间11缓解外管1的变形并且防止第一内管2d的变形，另外，即使甚至第一内管2d变形，空间22d缓解第一内管2d的变形并且防止第二内管2e的变形。因此，空间22d和第二内管2e的内腔(参见图3(B)中参考号22e)得以维持。因此，在血管重建移植材料C中，为再生组织在植入位点处确保了足够的空间，促进了所涉及空间内细胞的迁移、以及氧、血液和细胞外液的流动，并且因此可以有效地诱导血管的再生。更确切地说，从组织进入外管1的内腔和内管2d和2e的内腔中的游走细胞以及装在内腔中的植入细胞可以沿着空间11和22d以及内管2e的内腔22e生长，而不被宿主的细胞所干扰，并且因此促进了新生血管性血管的延伸。
可以将上述细胞粘附分子、肝素和/或硫酸乙酰肝素、生长因子、病毒载体以及类似物结合至血管重建移植材料C，并且必要时还可以结合磁体。在这种情况下，可以将不同的细胞粘附分子或类似物分别结合至外管1以及内管2d和2e。
血管细胞和/或有待分化为血管细胞的细胞也可以装在空间11和22d中以及第二内管2e的内腔22e中。并且还可以装入胶状的营养因子和胶状的药物。在每个内腔中，可以按任选的组合装入细胞和/或药物。在根据本实施例的血管重建移植材料C中，设有三个管状结构(外管1、第一内管2d、以及第二内管2e)组成，从而形成“嵌套式”结构，并且因此有可能实施有待装在空间11和22d、以及内管2e的内腔22e中的细胞和药物的不同组合。
有待装在空间11和22d、以及内管2e的内腔22e中的细胞和药物的组合可以如下实施。在采用四重或更多重结构的情况下，不同的组合也是类似 可能的。
[表2]
组合实例A 组合实例B 组合实例C 组合实例D
空间11 无 无 无 药物1
空间22d 药物1 药物1 细胞1 细胞1
内腔22e 细胞1 药物2 细胞2 药物2
另外，根据本发明的血管重建移植材料还可以具有通过将上述第二个实施例中的多管式结构与第三个实施例中的多管式结构相组合而实施的结构。
4.用于布置血管重建移植材料的方法
用于布置根据本发明的血管重建移植材料的方法可以是以下方法中的任一种：(1)一种将整个移植材料嵌入到皮下组织和/或肌肉中的方法；(2)一种将移植材料的两端暴露于身体外部、并且仅将中心位置嵌入到皮下组织和/或肌肉中的方法；(3)一种将移植材料的一端暴露于身体外部、并且将其余的移植材料嵌入到皮下组织和/或肌肉中的方法。
[通过磁力布置]
当根据本发明的血管重建移植材料设有磁体时，如以上所描述的，通过使用磁场发生器，移植材料可以被诱导并且布置在组织中的靶部位中。在这种情况下，通过用高灵敏度磁性传感器监测磁体的位置，可以将血管重建移植材料准确植入靶位置。
当使用无害的铸铁体时，可以使得磁体留置在插入位点处；在将磁体引导至身体外部之后，将磁体从血管重建移植材料中分离，并且然后可以仅将血管重建移植材料留置在体内。考虑到安全性，优选的是仅使得血管重建移植材料留置在体内。
在其中将较长的针状磁体插入血管重建移植材料的内腔中的结构情况下，有可能使得磁力线插入遍及血管重建移植材料的全长，并且因此获得强磁场诱导效应。
[用导丝布置]
此外，可以无需使用磁场，将根据本发明的血管重建移植材料手动地插入并且布置在组织中。可以通过例如X射线相机射线检查法验证导丝是否到达靶部位。
图4显示了可用于布置根据本发明的血管重建移植材料的导丝的实例。
图4(A)中所示的管状导丝是通过允许血管重建移植材料经由管状导丝从尖端处的开口穿过来使用的，并且其适用于布置厚的血管重建移植材料。尖端锋利以使得导丝能够进入肌肉。导丝可与上述(1)至(3)布置方法配伍。此外，导丝还允许同时布置两串或更多串的血管重建移植材料。
图4(B)中所示的导丝是通过用管状导丝在尖端处的凹槽钩住血管重建移植材料来使用的。尖端锋利以使得导丝能够进入肌肉。导丝可以仅通过允许导丝的尖端插入直到靶部位中并且通过随后将其拔出而布置血管重建移植材料，并且可与上述(2)以及(3)布置方法配伍。此外，导丝还允许同时布置两串或更多串的血管重建移植材料。
图4(C)中所示的导丝是通过允许血管重建移植材料穿过导丝在尖端处的孔来使用的。尖端锋利以使得导丝能够进入肌肉。导丝可与上述(1)以及(2)布置方法配伍。
此外，尽管未在附图中示出，血管重建移植材料的一端被设计成闭合端，并且通过使用从作为开口端的另一端插入血管重建移植材料的内腔中的导丝，可以将血管重建移植材料诱导至组织中的靶部位。在将血管重建移植材料插入靶部位之后，从开口端将导丝拔出，或者将闭合端切开以形成开口，并且从所形成的开口中将导丝拔出。
通常将导丝的长度设计成长于血管重建移植材料在体内的布置长度。根据器官的类型或布置位点而适当地设置(没有特别限定)导丝的长度。导丝的材料没有特别限定；对于导丝的材料，可以使用非磁性金属、以及有机材料(如Teflon(聚四氟乙烯)(注册商标)、聚丙烯以及聚乙烯)。
[通过缝合布置]
另外，对于用于手动地在组织中布置根据本发明的血管重建移植材料的方法，还有可能采用这样一种方法，其中如常用手术缝合线将血管重建移植材料缝合在组织中。该方法适用于布置薄的血管重建移植材料。
如以上所描述的，通过将血管重建移植材料布置在例如缺血部位中，血管沿着血管重建移植材料再生。以这种方式，无需进行涉及侵入性和风险的血管重建程序，可能治疗由于动脉硬化的心肌梗塞和下肢缺血(主要是糖尿病)。另外，当将血管内皮细胞或其前体细胞以附接到血管重建移植材料上的方式、或优选地以装在血管重建移植材料的内腔中的方式进行植入时，还有可能在靶器官中使长血管再生(尽管通过使用简单注射细胞的常规方法)，这种长血管再生一直以来几乎是不可能的。
将本发明的血管重建移植材料植入动物中可以使血管再生。动物物种没有特别限定，但优选为人类、猴、狗、猫、兔、马、绵羊、小鼠、大鼠等，更优选地为人类、猴、狗、猫等，并且最优选地为人类。可以如以上所描述的制备血管重建移植材料，但也可以购买。
实例
<参考实例1：中空管状结构的制备>
围绕核心(直径为100以及500μm的聚乙醇酸纤维(PGA))，将聚 乙醇酸纤维(将4至8根直径为10μm的单纱加捻并且使用)编织，以制备中空管状结构(对应于外管或内管)。
将中空管状结构浸入含有含量为10μg/ml的肝素的0.1N-磷酸盐缓冲液(pH 7.2)中(在室温下，持续16个小时)。然后，将中空管状结构用磷酸盐缓冲液洗涤，并且干燥，以制备与肝素结合的中空管状结构。
将与肝素结合的中空管状结构浸入VEGF溶液中，并且经由肝素的介导将VEGF结合至中空管状结构。
<参考实例2：用与基因转移载体结合的中空管状结构引入基因>
将在参考实例1中获得的中空管状结构浸入掺入GFP基因的腺相关病毒(AAV)(磷酸盐缓冲液，病毒浓度：1×102个病毒粒子/ml)的溶液中，允许其在37℃下反应1个小时，并且然后用磷酸盐缓冲液洗涤。将293个细胞遍及整个培养皿培养，将结合AAV的中空管状结构置于所培养的293个细胞上，并且将培养持续进行3周。
如图5-1所示，仅与中空管状结构接触的细胞发射绿色荧光。这显示，AAV几乎不从中空管状结构中释放，并且将处于维持活性的状态的AAV结合至中空管状结构。图5-2是示意性显示在图5-1所示的照片中其中该中空管状结构以及与中空管状结构接触的且表达GFP的细胞所处的区域的图。
<实例1：将血管重建移植材料植入肌肉中>
将获得自参考实例1(在下文中，在本实例中以及在实例2和3中，简单地称为“该中空管状结构”)的具有单管结构的中空管状结构、具有内腔直径为500μm的中空管状结构以及具有内腔直径为100μm的中空管状结构通过将这些中空管状结构缝合进大鼠下肢的皮下组织而进行植入。3天之后，对具有缝合于其中的中空管状结构的位点进行取样，并且根据常规方法制备组织切片，并且用光学显微镜进行观察。由此获得的这些结果示于图6-1(A)和图6-1(B)中。
此外，在获得自参考实例1的中空管状结构中，将具有内腔直径为100μm的中空管状结构通过将中空管状结构缝合进大鼠下肢的肌肉中而进行植入。另外，在获得自参考实例1的中空管状结构中，将具有内腔直径为500μm的中空管状结构以及具有内腔直径为100μm的中空管状结构分别作为外管和内管；将内管与其核心一起插入外管的内腔中，将核心从中拔出，然后，将内管的核心拔出，并且因此获得具有双管结构的中空管状结构(即，血管重建移植材料)。将所获得的血管重建移植材料通过将血管重建移植材料缝合进大鼠下肢的肌肉中而进行植入。3天之后，对分别具有缝合于其中的中空管状结构和血管重建移植材料的位点进行取样，并且根据常规方法制备组织切片，并且用光学显微镜进行观察。由此获得的这些结果示于图6-1(C)和图6-1(D)中。
在植入到皮下组织中的情况下，即使在植入3天之后，具有内腔直径为500μm的中空管状结构以及具有内腔直径为100μm的中空管状结构均保持内腔(参见图6-1(A)和图6-1(B)、以及图6-2(A)和图6-2(B)，各自示意地示出了中空管状结构和内腔)。然而，在植入肌肉中的情况下，在植入3天之后，具有内腔直径为100μm的管状结构经历了内腔的堵塞以及管状结构的坍塌(参见图6-1(C)和图6-2(C))。从另一方面来说，揭示出了在具有双管结构的血管重建移植材料中，即使在植入肌肉中3天之后，内管的内腔空间能够得以保持，并且由外管内腔内表面和内管的外表面构成的空间也能够得以保持(参见图6-1(D)和图6-2(D))。
<实例2：将VEGF包覆的血管重建移植材料植入下肢缺血模型小鼠(裸鼠)中>
在参考实例1中，获得了具有内腔直径为100μm的中空管状结构。通过在拔出核心之后将内管(内腔直径：100μm)插入获得自参考实例1的外管的内腔(内腔直径：500μm)中，在拔出核心之后获得具有双管结构的血管重建移植材料。
将肝素(来自西格玛(Sigma))以10mg/ml的含量溶解于注射用蒸馏水中，将中空管状结构和血管重建移植材料浸入所得肝素的水溶液中(在室温下，持续16个小时)。然后，将中空管状结构和血管重建移植材料用注射用蒸馏水进行洗涤，并且由此制备与肝素结合的中空管状结构和与肝素结合的血管重建移植材料。
将重组小鼠VEGF(来自R&D系统公司)以5μg/ml的含量溶解于磷酸盐缓冲盐水中，将与肝素结合的中空管状结构和与肝素结合的血管重建移植材料浸入所得溶液中(在室温下，持续2个小时)。然后，将中空管状结构和血管重建移植材料用磷酸盐缓冲盐水进行洗涤，并且由此获得了与VEGF结合的中空管状结构和与VEGF结合的血管重建移植材料。
将血管重建移植材料植入下肢缺血模型动物中如下进行。通过腹膜内给予Somnopentyl(戊巴比妥钠)(注册商标)(共立制药(Kyoritsu Seiyaku))，使一只雌性裸鼠(CAnN.cg-Foxn1nu，来自查尔斯河公司(Charles River))经受全身麻醉。将右下肢的皮肤切开，立即用手术用缝线将腹壁之下的股动脉和静脉结扎，并且从缝合位点至隐动脉和静脉，将血管剥离。相继地，通过将所涉及的管状结构或所涉及的移植材料缝合至股二头肌肌肉中来植入与VEGF结合的中空管状结构或与VEGF结合的血管重建移植材料。将皮肤缝合并且将植入位点闭合。
在植入3周之后，将该雌性小鼠在阿佛丁(2,2,2-三溴乙醇，来自西格玛)麻醉下放血并且由此使安乐死。对其中缝合有用于植入的支架材料的位点进行取样，并且将所获得的样品用10％中性缓冲福尔马林进行固定。根据 常规方法制备组织的石蜡切片并且用苏木精(来自武土纯药公司(Muto Pure Chemicals))以及曙红(来自武土纯药公司)将其染色。将所制备的石蜡切片用光学显微镜(BIOREVO X710，来自基恩士公司(Keyence))进行观察。
由此获得的结果示于图7中。图7(A)示出了中空管状结构的植入位点，并且图7(B)示出了血管重建移植材料的植入位点。在植入下肢肌肉3周后，具有单管结构的中空管状结构经历了内腔的堵塞以及管状结构的坍塌。从另一方面来说，揭示出了，在植入具有双管结构的血管重建移植材料的情况下，内管的内腔空间能够得以保持，并且由外管内腔内表面和内管的外表面构成的空间也能够得以保持。
<实例3：将VEGF包覆的血管重建移植材料植入下肢缺血模型小鼠(C57BL/6J)中>
然后，出于验证血管重建移植材料的内部内腔空间的紧固的目的，并且同时出于证明在血管重建移植材料的内部中的血管重建，在另一品系的小鼠中进行实验。通过使用雌性C57BL/6J小鼠(来自查尔斯河公司)，以和实例2中同样的方法制备下肢缺血模型，并且植入了与VEGF结合的中空管状结构或与VEGF结合的血管重建移植材料。
在植入3周之后，尾静脉注入100μl的与生物素结合的番茄凝集素(来自载体实验室(Vector Laboratories))(具有1mg/ml的含量)；注射后7分钟，进行阿佛丁麻醉剂的腹膜内给予；注射后10分钟，进行开胸术，灌注20ml的磷酸盐缓冲盐水，并且另外灌注2％的多聚甲醛溶液。
对其中缝合有中空管状结构的位点，以及其中缝合有血管重建移植材料的位点进行取样，并且将所获得的样品用10％中性缓冲福尔马林进行固定。根据常规方法制备组织的石蜡切片并且用苏木精以及曙红将其染色。使用抗-CD31抗体(其是血管内皮细胞的标志物)如下进行免疫组织化学法。通过在0.5M Tris-HCl缓冲液中(pH 10.0)热处理进行抗原的激活，用10％驴血清(来自杰克逊免疫研究实验室(Jackson Immuno Research))进行封闭，并且然后通过使用兔抗-CD31抗体(来自艾博抗公司(Abcam))、enbision试剂盒+/HRP·抗-兔(来自达科公司(Dako))以及DAB+(3,3’-二氨基联苯胺四盐酸盐)底物试剂盒进行染色。为了检测通过静脉注射注入的与生物素结合的番茄凝集素，通过在1-mM EDTA溶液中热处理进行抗原的激活，用5％脱脂乳(来自BD生物科技公司(BD Biosciences))进行封闭，并且然后通过使用辣根过氧化物酶(HRP)标记的链霉亲和素(来自赛默科技公司(ThermoScientific))以及DAB+底物试剂盒(来自达科公司)进行染色。将所制备的石蜡切片用光学显微镜(BIOREVO X710，来自基恩士公司(Keyence))进行观察。
由此获得的结果示于图8中。图8(A)示出了中空管状结构的植入位点，并且图8(B)示出了血管重建移植材料的植入位点。在植入下肢肌肉3周后，具有单管结构的中空管状结构经历了内腔的部分堵塞。从另一方面来说，揭示出了，在植入具有双管结构的血管重建移植材料的情况下，内管的内腔空间能够得以保持，并且由外管内腔内表面和内管的外表面构成的空间也能够得以保持。从实例1中在植入3天之后的结果中，并且此外还从实例2和3中在植入3周之后的结果中揭示了具有双管结构的血管重建移植材料的有用性。
通过进行CD31的染色，验证了具有双管结构的血管重建移植材料的内部中的血管重建。由此获得的结果示于图9中。揭示出了，CD31阳性血管在内管的内腔空间中形成，并且也在由外管的内腔内表面和内管的外表面构成的空间中形成。
通过检测通过静脉注射而注入的与生物素结合的番茄凝集素，对涉及具有双管结构的血管重建移植材料的内部中的血流的功能性血管重建进行了评价。由此获得的结果示于图10中。揭示出了，对通过静脉注射而注入的番茄凝集素呈阳性的功能性血管在内管的内腔空间中形成，并且也在由外管的内腔内表面和内管的外表面构成的空间中形成。
工业实用性
根据本发明的血管重建移植材料可以用于血管的再生医学，目的在于治疗归因于糖尿病、癌症、风湿病等的并发症的血管病症。
参考符号列表
1：外管，2、2a、2b、2c：内管，2d：第一内管，2e：第二内管，3：可生物降解的单纱，4：加捻纱，5：空隙，11、22d：空间。

Claims (6)

1.一种血管重建移植材料，该血管重建移植材料包括外管和内管，该外管和该内管各自通过将可生物降解的单纱的加捻纱编织成中空的管状结构而形成，其中在该外管的内腔中设置有至少一个内管，该至少一个内管具有小于该外管的内腔直径的外径。
2.根据权利要求1所述的移植材料，其中该移植材料在该外管的内腔中设置有空间，该空间由该外管的内腔内表面和该内管的外表面构成。
3.根据权利要求1或2所述的移植材料，其中一种或多种选自下组的因子结合至该外管和/或该内管，该组由以下各项组成：血管内皮生长因子(VEGF)、血小板源性生长因子(PDGF)、成纤维细胞生长因子(FGF)和/或肝细胞生长因子(HGF)。
4.根据权利要求3所述的移植材料，其中一种或多种选自该组的因子结合至该外管，并且一种或多种选自该组的其他因子结合至该内管。
5.根据权利要求1至4中任一项所述的移植材料，其中血管细胞和/或有待分化为血管细胞的细胞被装在该内管的内腔和/或该空间中。
6.根据权利要求1至5中任一项所述的移植材料，其中该外管和该内管具有多个空隙，这些空隙在编织的加捻纱之间形成，并且这些空隙允许该内腔的外部和内部相互连通。
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