DE112016003589T5

DE112016003589T5 - Künstliches blutgefäss, verfahren zur herstellung von künstlichem blutgefäss und verfahren zur herstellung eines poröses-gewebe-regenerationssubstrats

Info

Publication number: DE112016003589T5
Application number: DE112016003589.6T
Authority: DE
Inventors: Hidetaka Nakayama; Kosuke Sawai; Toshiharu Shinoka; Shuhei Tara; Hirotsugu Kurobe
Original assignee: Gunze Ltd
Current assignee: Gunze Ltd
Priority date: 2015-08-06
Filing date: 2016-08-02
Publication date: 2018-05-30
Anticipated expiration: 2036-08-03
Also published as: JP6702979B2; JPWO2017022750A1; US20180221132A1; DE112016003589B4; WO2017022750A1; US10463469B2; CN107735114A; CN107735114B

Abstract

Die vorliegende Erfindung hat das Ziel, ein Verfahren zur Herstellung eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats bereitzustellen, welches eine breite Auswahl an Lösungsmitteln und eine leichte Einstellung der Schüttdichte und der Porengröße des porösen Substrats erlaubt. Die vorliegende Erfindung hat auch zum Ziel, ein Verfahren zur Herstellung eines künstlichen Blutgefäßes und ein künstliches Blutgefäß bereitzustellen. Die vorliegende Erfindung betrifft ein poröses schlauchförmiges künstliches Blutgefäß, enthaltend ein bioabsorbierbares Material, wobei das künstliche Blutgefäß Folgendes umfasst: eine Hautschicht mit einer vergleichsweise geringen Porengröße als innerste Schicht; sowie eine poröse Schicht, die um die Hautschicht herum positioniert ist und eine vergleichsweise hohe Porengröße aufweist.

Description

TECHNISCHES GEBIET
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Herstellung eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats, welches eine breite Auswahl von Lösungsmitteln und eine leichte Einstellbarkeit der Schüttdichte und Porengröße des porösen Substrats erlaubt. Die vorliegende Erfindung betrifft auch ein Verfahren zur Herstellung eines künstlichen Blutgefäßes sowie ein künstliches Blutgefäß.
STAND DER TECHNIK
Jüngste Fortschritte in der Zellmanipulation haben das Kultivieren verschiedenartiger Tierzellen, einschließlich menschlicher Zellen, ermöglicht. Die Forschung über die Rekonstruktion menschlichen Gewebes oder menschlicher Organe unter Verwendung solcher Zellen, d.h. was „regenerative Medizin“ genannt wird, schreitet zügig voran.
Beispielsweise sind die am häufigsten verwendeten künstlichen Blutgefäße im klinischen Bereich diejenigen, welche nicht absorbierbare Polymere, zum Beispiel GORE-TEX, enthalten. Unglücklicherweise müssen wegen der nichtabsorbierbare Polymere enthaltenden künstlichen Blutgefäße Antikoagulantien und dergleichen kontinuierlich verabreicht werden, da das künstliche Blutgefäß als Fremdkörper für eine lange Zeit nach dem Implantieren im Körper verbleibt. Darüber hinaus ist, wenn solche künstlichen Blutgefäße bei Kindern verwendet werden, eine wiederholte Operation in nachteiliger Weise erforderlich, wenn diese älter werden. Um diese Situation zu überwinden, gibt es Versuche der Regeneration von Blutgefäßgewebe durch regenerative Medizin.
Der Kern der regenerativen Medizin ist es, ob Zellen in eine dreidimensionale, lebende gewebeartige Struktur wachsen und differenzieren können. In einem beispielhaften Verfahren wird ein Substrat in den Körper des Patienten implantiert, so dass Zellen aus dem umgebenden Gewebe oder Organ in das Substrat gelangen und unter Regeneration von Gewebe oder einem Organ wachsen und differenzieren können.
Bioabsorbierbare Polymere enthaltende poröse Substrate sind als Substrate für regenerative Medizin vorgeschlagen worden. Bei Verwendung eines solchen ein bioabsorbierbares Polymer enthaltenden porösen Substrats als das Substrat für regenerative Medizin gelangen Zellen in die Hohlräume in dem Substrat und wachsen, was zu schneller Regeneration von Gewebe führt. Darüber hinaus müssen solche Substrate nicht durch wiederholte Operation entfernt werden, da sie sich nach gewissen Zeitdauern im lebenden Körper zersetzen und absorbiert werden.
Im Hinblick auf Verfahren zur Herstellung der bioabsorbierbares Polymer enthaltenden porösen Substrate offenbart zum Beispiel die Patentdruckschrift 1 ein Verfahren zur Herstellung eines porösen Substrats durch Zugabe von wasserlöslichen Partikeln, wie zum Beispiel Natriumchlorid- oder Saccharidpartikeln, zu einer bioabsorbierbaren Polymerlösung, Gefriertrocknen der entstehenden Lösung und Auswaschen und Entfernen der Partikel durch Waschen mit Wasser. Unglücklicherweise ist das Dispergieren der Partikel in der bioabsorbierbaren Polymerlösung gemäß dem in der Patentdruckschrift 1 offenbarten Verfahren schwierig, so dass das Ausfällen der Partikel dazu führt, dass das entstehende poröse Substrat eine nichteinheitliche Porengrößenverteilung aufweist. Darüber hinaus erfordert das vollständige Entfernen der Partikel ein kompliziertes Verfahren. Des Weiteren ist es in nachteiliger Weise im Wesentlichen unmöglich, ein poröses Substrat herzustellen, solange die bioabsorbierbare Polymerlösung eine hohe Viskosität aufweist.
Um diese Situation zu überwinden, sind Verfahren zur Herstellung eines porösen Substrats, wie zum Beispiel ein Phasentrennungsverfahren, vorgeschlagen worden. Diese Verfahren umfassen das Vermischen von guten und schlechten Lösungsmitteln für ein bioabsorbierbares Polymer, so dass eine einheitliche Phase gebildet wird, gefolgt von Abkühlen unter Herstellung eines porösen Körpers. Zum Beispiel offenbart die Patentdruckschrift 2 ein Verfahren zur Herstellung eines porösen Substrats einschließlich Lösen eines Polymers, welches ein Lactid-Caprolacton-Copolymer enthält, in einer gemischten Lösung aus guten und schlechten Lösungsmitteln für das Polymer, gefolgt von Abkühlen. Patentdruckschrift 3 offenbart ein Verfahren zur Herstellung eines porösen Substrats, umfassend Zugeben von Polymilchsäure zu einer gemischten Lösung, enthaltend ein organisches Lösungsmittel, welches in der Lage ist, die Polymilchsäure zu lösen, ein organisches Lösungsmittel, das die Polymilchsäure nicht löst, und Wasser, gefolgt von Erwärmen auf 40°C bis 100°C unter Auflösen der Polymilchsäure, und des Weiteren gefolgt von Abkühlen.
In den porösen, bioabsorbierbare Polymere enthaltenden Substraten ist die Kontrolle von Eigenschaften wie zum Beispiel Porengröße und Schüttdichte unter dem Gesichtspunkt der mechanischen Festigkeit als Geweberegenerationsgerüst, Bioabsorptionsverhalten, Permeabilität gegenüber Zellen, Nährstoffversorgung an Zellen, die in das Substrat eintreten, und dergleichen extrem wichtig. Im Phasentrennungsverfahren kann die Porengröße des entstehenden porösen Substrats durch Einstellen des Mischungsverhältnisses zwischen dem guten Lösungsmittel und dem schlechten Lösungsmittel eingestellt werden. Jedoch verändert die Einstellung der Porengröße des porösen Substrats in dieser Weise die Schüttdichte des entstehenden porösen Substrats stark. Insbesondere muss für ein poröses Substrat mit hoher Porengrößen der Anteil des schlechten Lösungsmittels hoch sein. Dies macht den Anteil des guten Lösungsmittels vergleichsweise niedrig, so dass das entstehende poröse Substrat eine geringe Schüttdichte aufweist. Im Gegensatz dazu wird für ein poröses Substrat mit einer geringen Porengröße der Anteil des guten Lösungsmittels hoch gewählt und der Anteil des schlechten Lösungsmittels niedrig gewählt, so dass das entstehende poröse Substrat eine hohe Schüttdichte aufweist. Daher ist es unglücklicherweise sehr schwierig, ein poröses Substrat mit einer unterschiedlichen Porengröße, jedoch derselben Schüttdichte durch das Phasentrennungsverfahren herzustellen. Des Weiteren erfordert das Phasentrennungsverfahren, dass das gute Lösungsmittel und das schlechte Lösungsmittel miteinander kompatibel sind. Wird Wasser, welches leicht handhabbar ist, als das schlechte Lösungsmittel ausgewählt, gibt es nur begrenzte Auswahl an guten Lösungsmitteln, wie zum Beispiel 1,4-Dioxan, N-Methylpyrrolidon und Dimethylsulfoxid. Diese Lösungsmittel sind für den lebenden Körper extrem giftig und daher sind für die klinische Anwendung Schritte zur vollständigen Entfernung der Lösungsmittel aus den porösen Substraten erforderlich. Dies macht in nachteiliger Weise das Herstellungsverfahren kompliziert.
LISTE DER ENTGEGENHALTUNGEN
- Patentliteratur

Patentliteratur 1: JP 2001-49018 A
Patentliteratur 2: JP 2006-291180 A
Patentliteratur 3: JP 2010-260952 A

ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
- Technische Aufgabe
Angesichts der Situation im Stand der Technik ist es die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren zur Herstellung eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats bereitzustellen, welches eine breite Auswahl an Lösungsmitteln und eine leichte Einstellung der Schüttdichte und Porengröße des porösen Substrats erlaubt. Die vorliegende Erfindung hat auch die Aufgabe, ein Verfahren zur Herstellung eines künstlichen Blutgefäßes und ein künstliches Blutgefäß bereitzustellen.
- Lösung der Aufgabe
Die vorliegende Erfindung umfasst ein Verfahren zur Herstellung eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats, enthaltend ein bioabsorbierbares Polymer, wobei das Verfahren umfasst: einen Auflösungsschritt des Herstellens einer einheitlichen Lösung, enthaltend ein bioabsorbierbares Polymer, das darin unter Verwendung eines bioabsorbierbaren Polymers gelöst ist, ein Lösungsmittel 1 mit einer vergleichsweise niedrigen Lösungsfähigkeit für das bioabsorbierbare Polymer, und das inkompatibel mit dem Lösungsmittel 1 ist, ein Lösungsmittel 2 mit einer vergleichsweise hohen Lösungsfähigkeit für das bioabsorbierbare Polymer, das mit dem Lösungsmittel 1 inkompatibel ist, sowie ein gemeinsames Lösungsmittel 3, das mit dem Lösungsmittel 1 und dem Lösungsmittel 2 kompatibel ist; einen Fällungsschritt des Abkühlens der einheitlichen Lösung, so dass ein poröser, das bioabsorbierbare Polymer enthaltender Körper ausgefällt wird; und einen Gefriertrocknungsschritt des Gefriertrocknens des porösen Körpers, enthaltend das bioabsorbierbare Polymer, unter Erhalt eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats.
Die vorliegende Erfindung wird nachfolgend in Einzelheiten beschrieben.
Die vorliegenden Erfinder haben ein Verfahren zur Herstellung eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats entwickelt, in welchem gute und schlechte Lösungsmittel für ein bioabsorbierbares Polymer in Kombination mit einem gemeinsamen Lösungsmittel, welches sowohl mit dem guten als auch schlechten Lösungsmittel kompatibel ist, verwendet werden. Durch das gemeinsame Lösungsmittel müssen das gute Lösungsmittel und das schlechte Lösungsmittel nicht miteinander kompatibel sein. Dies ermöglicht eine viel breitere Auswahl von Kombinationen guter Lösungsmittel und schlechter Lösungsmittel. Im Verfahren zur Herstellung eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats der vorliegenden Erfindung kann das gute Lösungsmittel ein weniger toxisches organisches Lösungsmittel abgesehen von 1,4-Dioxan, N-Methylpyrrolidon oder Dimethylsulfoxid sein. Des Weiteren können die Schüttdichte und Porengröße des porösen Substrats leicht durch Kombinieren von zwei oder mehr gemeinsamen Lösungsmitteln und Einstellen des Mischverhältnisses zwischen den zwei oder mehr gemeinsamen Lösungsmitteln leicht eingestellt werden.
Im Verfahren zur Herstellung eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats gemäß der vorliegenden Erfindung wird zunächst ein Auflösungsschritt ausgeführt. In diesem Schritt wird eine einheitliche Lösung, die ein darin gelöstes bioabsorbierbares Polymer enthält, unter Verwendung eines bioabsorbierbaren Polymers, eines Lösungsmittels 1, eines Lösungsmittels 2 und eines gemeinsamen Lösungsmittels 3 hergestellt.
Beispiele für das bioabsorbierbare Polymer umfassen synthetische Polymere, wie zum Beispiel Polyglycolid, Polylactid, Poly-ε-caprolacton, Lactid-Glycolsäure-Copolymer, Glycolid-ε-Caprolacton-Copolymer, Lactid-s-Caprolacton-Copolymer, Polycitronensäure, Polyäpfelsäure, Poly-α-cyanoacrylat, Poly-β-hydroxysäure, Polytrimethylenoxalat, Polytetramethylenoxalat, Polyorthoester, Polyorthocarbonat, Polyethylencarbonat, Poly-γ-benzyl-L-glutamat, Poly-γ-methyl-L-glutamat, Poly-L-alanin, Polyglycol und Sebacinsäure, Polysaccharide wie zum Beispiel Stärke, Alginsäure, Hyaluronsäure, Chitin, Pectinsäure und Derivate davon, sowie natürliche Polymere wie zum Beispiel Proteine (z.B. Gelatine, Collagen, Albumin, Fibrin). Diese bioabsorbierbaren Materialien können allein oder in Kombination von zwei oder mehr davon verwendet werden.
Das Lösungsmittel 1 ist ein Lösungsmittel mit einer vergleichsweise niedrigen Lösungsfähigkeit für das bioabsorbierbare Polymer, d.h. was als „schlechtes Lösungsmittel“ bezeichnet wird. Der Ausdruck „mit einer vergleichsweise geringen Lösungsfähigkeit“ bedeutet vorliegend, dass es weniger wahrscheinlich ist, dass das Lösungsmittel das bioabsorbierbare Polymer löst als das Lösungsmittel 2.
Ist das bioabsorbierbare Polymer ein synthetisches Polymer, so kann das Lösungsmittel 1 zum Beispiel Wasser, Methanol, n-Propanol, Isopropanol oder n-Butanol sein. Insbesondere ist Wasser wegen seiner hervorragenden Handhabbarkeit geeignet.
Das Lösungsmittel 2 ist ein Lösungsmittel mit vergleichsweise hoher Lösungsfähigkeit für das bioabsorbierbare Polymer, d.h. was als „gutes Lösungsmittel“ bezeichnet wird.
Das Lösungsmittel 2 ist inkompatibel mit dem Lösungsmittel 1. Der Begriff „inkompatibel“ bedeutet vorliegend, dass eine Phasentrennung selbst nach Mischen und Rühren bei einer Raumtemperatur von 25°C auftritt.
In Fällen, in welchen das bioabsorbierbare Polymer ein synthetisches Polymer ist, und Wasser als das Lösungsmittel 1 ausgewählt ist, kann das Lösungsmittel 2 ein organisches Lösungsmittel wie zum Beispiel Methylethylketon, Diethylketon, Methylpropylketon, Methylisobutylketon, Methylaminoketon, Cyclohexanon, Chloroform, Ethylacetat oder Toluol sein. Insbesondere sind Methylethylketon und Chloroform geeignet, da sie eine vergleichsweise niedrige Toxizität aufweisen.
Das gemeinsame Lösungsmittel 3 ist sowohl mit dem Lösungsmittel 1 als auch dem Lösungsmittel 2 kompatibel. Das Vereinigen eines solchen gemeinsamen Lösungsmittels 3 mit dem Lösungsmittel 1 und dem Lösungsmittel 2 ermöglicht die Herstellung eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats durch ein Phasentrennungsverfahren selbst dann, wenn das Lösungsmittel 1 und das Lösungsmittel 2 miteinander inkompatibel sind. Dies verbreitert merklich die Auswahl an Kombinationen der Lösungsmittel 1 und 2. Der Begriff „kompatibel“ bedeutet vorliegend, dass eine Phasentrennung selbst nach Mischen und Rühren bei einer Raumtemperatur von 25°C nicht auftritt.
In Fällen, in welchen das bioabsorbierbare Polymer ein synthetisches Polymer ist, wird Wasser als das Lösungsmittel 1 ausgewählt, und ein organisches Lösungsmittel wird als das Lösungsmittel 2 ausgewählt; das gemeinsame Lösungsmittel kann zum Beispiel Aceton, Methanol, Ethanol, Propanol, Isopropanol, n-Butanol, 2-Butanol, Isobutanol oder Tetrahydrofuran sein.
Das Mischungsverhältnis zwischen dem Lösungsmittel 1 und dem Lösungsmittel 2 ist nicht begrenzt. Bevorzugt liegt das Gewichtsverhältnis zwischen dem Lösungsmittel 1 und dem Lösungsmittel 2 innerhalb des Bereichs von 1:1 bis 1:100. Liegt das Gewichtsverhältnis innerhalb dieses Bereichs, so kann ein einheitliches Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrat hergestellt werden. Das Gewichtsverhältnis liegt stärker bevorzugt innerhalb des Bereichs von 1:10 bis 1:50.
Das Mischungsverhältnis zwischen der Gesamtheit aus dem Lösungsmittel 1 und dem Lösungsmittel 2 und dem gemeinsamen Lösungsmittel 3 ist nicht beschränkt. Bevorzugt ist das Gewichtsverhältnis zwischen der Gesamtheit des Lösungsmittels 1 und des Lösungsmittels 2 und dem gemeinsamen Lösungsmittel 3 innerhalb des Bereichs 1:0,01 und 1:0,5. Mit dem Gewichtsverhältnis innerhalb dieses Bereichs kann ein einheitliches Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrat hergestellt werden. Das Gewichtsverhältnis liegt stärker bevorzugt innerhalb des Bereichs von 1:0,02 bis 1:0,3.
Die Porengröße des entstehenden Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats kann durch Einstellen des Mischungsverhältnisses zwischen dem Lösungsmittel 1 und dem Lösungsmittel 2 kontrolliert werden. Insbesondere erhöht eine Zunahme im Verhältnis des Lösungsmittels 1 die Porengröße des entstehenden Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats, und eine Zunahme in dem Verhältnis des Lösungsmittels 2 verringert die Porengröße des entstehenden Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats. Jedoch verändert die Einstellung der Porengröße durch das Verfahren der Einstellung des Mischungsverhältnisses zwischen dem Lösungsmittel 1 und dem Lösungsmittel 2 unglücklicherweise gleichzeitig die Schüttdichte. Es ist daher schwierig, ein Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrat mit gewünschter Porengröße und Schüttdichte durch dieses Verfahren herzustellen.
Daher werden in dem Verfahren zur Herstellung eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats der vorliegenden Erfindung vorzugsweise zwei oder mehr gemeinsame Lösungsmittel 3 in Kombination verwendet (im Folgenden sind die zwei oder mehr Lösungsmittel, die in dem gemeinsamen Lösungsmittel 3 umfasst sind, als „gemeinsames Lösungsmittel 3-1“, „gemeinsames Lösungsmittel 3-2“ ... bezeichnet). Die Porengröße des entstehenden Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats kann durch Vereinigen von zwei oder mehr gemeinsamen Lösungsmitteln 3, zum Beispiel zu einem gemeinsamen Lösungsmittel 3-1 und einem gemeinsamen Lösungsmittel 3-2, und Einstellen des Mischungsverhältnisses zwischen diesen Lösungsmitteln kontrolliert werden. Mit anderen Worten, die Porengröße des entstehenden porösen Körpers kann durch Einstellen des Mischungsverhältnisses zwischen dem gemeinsamen Lösungsmittel 3-1 und dem gemeinsamen Lösungsmittel 3-2, die das gemeinsame Lösungsmittel 3 umfasst, kontrolliert werden, während das Mischungsverhältnis zwischen dem Lösungsmittel 1, dem Lösungsmittel 2 und dem gemeinsamen Lösungsmittels 3 konstant gehalten werden. Dies bedeutet, dass die Schüttdichte des entstehenden Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats im Wesentlichen konstant bleiben kann, während lediglich die Porengröße eingestellt wird. Dieses Verfahren zur Herstellung eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats der vorliegenden Erfindung macht es einfach, ein Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrat mit der gewünschten Porengröße und Schüttdichte herzustellen.
Die Kombination des bioabsorbierbaren Polymers und des Lösungsmittels ist nicht beschränkt. Beispiele für die Kombination umfassen Folgendes: eine Kombination eines Lactid-ε-Caprolacton-Copolymers als das bioabsorbierbare Polymer mit Wasser als Lösungsmittel 1, Methylethylketon als Lösungsmittel 2, Aceton als gemeinsames Lösungsmittel 3-1 und Ethanol als gemeinsames Lösungsmittel 3-2; eine Kombination von Polylactid als das bioabsorbierbare Polymer mit Wasser als Lösungsmittel 1, Chloroform als Lösungsmittel 2, Tetrahydrofuran als gemeinsames Lösungsmittel 3-1 und Ethanol als gemeinsames Lösungsmittel 3-2 sowie eine Kombination von Polylactid als das bioabsorbierbare Polymer mit Wasser als Lösungsmittel 1, Chloroform als Lösungsmittel 2, Aceton als gemeinsames Lösungsmittel 3-1 und Ethanol als gemeinsames Lösungsmittel 3-2.
Im Auflösungsschritt wird eine einheitliche Lösung, enthaltend ein bioabsorbierbares Polymer, das darin unter Verwendung des bioabsorbierbaren Polymers, des Lösungsmittels 1, des Lösungsmittels 2 und des gemeinsamen Lösungsmittels 3 gelöst ist, hergestellt.
Insbesondere kann zum Beispiel die einheitliche Lösung hergestellt werden durch ein Verfahren, welches das Mischen des bioabsorbierbaren Polymers mit einem gemischten Lösungsmittel, enthaltend das Lösungsmittel 1, Lösungsmittel 2 und gemeinsames Lösungsmittel 3 (im Folgenden auch einfacherweise als „gemischtes Lösungsmittel“ bezeichnet), umfasst, gefolgt von Erwärmen. Einfachere Verfahren zur Herstellung der einheitlichen Lösung umfassen ein Verfahren, umfassend Erwärmen des gemischten Lösungsmittels im Voraus und Zugeben des bioabsorbierbaren Polymers zu dem erwärmten gemischten Lösungsmittel; und ein Verfahren, welches das Lösen des bioabsorbierbaren Polymers in dem Lösungsmittel 2 und anschließend Zugeben des Lösungsmittels 1 und des gemeinsamen Lösungsmittels 3 unter Erwärmen umfasst.
Das Mischverfahren ist nicht beschränkt. Zum Beispiel kann ein bekanntes Mischverfahren unter Verwendung von Rührspänen oder Rührstäbchen verwendet werden.
Die Erwärmungstemperatur im Auflösungsschritt kann eine beliebige Temperatur sein, bei welcher das bioabsorbierbare Polymer einheitlich gelöst wird. Bevorzugt ist die Erwärmungstemperatur niedriger als der Siedepunkt des Lösungsmittels 1, des Lösungsmittels 2 und des gemeinsamen Lösungsmittels 3. Das Erwärmen bis zum Siedepunkt oder höher kann das Mischungsverhältnis zwischen den Lösungsmitteln verändern, was es unmöglich macht, die Porengröße und Schüttdichte des sich ergebenden Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats zu kontrollieren.
Im Verfahren zur Herstellung eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats der vorliegenden Erfindung wird als nächstes ein Fällungsschritt ausgeführt. In diesem Schritt wird die einheitliche Lösung abgekühlt, um einen porösen Körper, welche das bioabsorbierbare Polymer enthält, auszufällen. Das Abkühlen der einheitlichen Lösung fällt einen porösen Körper aus, welcher das bioabsorbierbare Polymer, welches unlöslich geworden ist, enthält. Dies ist vermutlich daher der Fall, weil vor dem Kristallisieren und Ausfällen des bioabsorbierbaren Polymers eine Phasentrennung (Flüssig-Flüssig-Phasentrennung) des bioabsorbierbaren Polymers in dem flüssigen Zustand und den Lösungsmitteln aufgrund thermodynamischer Instabilität bei einer Temperatur, die höher ist als diejenige, bei welcher das bioabsorbierbare Polymer kristallisiert, auftritt.
Die Abkühlungstemperatur im Fällungsschritt kann eine beliebige Temperatur sein, bei welcher der poröse Körper, welcher das bioabsorbierbare Polymer enthält, ausfallen kann. Vorzugsweise ist die Temperatur 4°C oder niedriger, stärker bevorzugt -24°C oder niedriger.
Die Abkühlungsgeschwindigkeit beeinflusst auch die Porengröße des sich ergebenden Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats. Insbesondere neigt eine höhere Abkühlungsgeschwindigkeit dazu, eine geringere Porengröße zu ergeben, und eine langsamere Abkühlungsgeschwindigkeit neigt zu dem Ergebnis einer höheren Porengröße. Daher soll insbesondere zur Herstellung eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats mit geringer Porengröße die Abkühlungstemperatur niedrig sein und die einheitliche Lösung soll rasch abgekühlt werden.
In dem Verfahren zur Herstellung eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats der vorliegenden Erfindung wird als nächstes ein Gefriertrocknungsschritt ausgeführt. In diesem Schritt wird der erhaltene poröse Körper, der das bioabsorbierbare Polymer enthält, unter Erhalt eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats gefriergetrocknet. Die Gefriertrocknung kann unter beliebigen Bedingungen ausgeführt werden und kann unter herkömmlicherweise bekannten Bedingungen durchgeführt werden.
Der Gefriertrocknungsschritt kann nach dem Abkühlungsschritt ohne weitere Behandlung ausgeführt werden; jedoch kann zur Entfernung der als Lösungsmittel verwendeten organischen Lösungsmittel der poröse Körper in Ethanol, Wasser und dergleichen eingetaucht werden, um die organischen Lösungsmittel vor dem Gefriertrocknen zu ersetzen.
Das Verfahren zur Herstellung eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats der vorliegenden Erfindung ermöglicht die Herstellung eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats unter leichter Einstellung der Schüttdichte und der Porengröße, und ohne Verwendung hochtoxischer Lösungsmittel.
Das sich ergebende Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrat kann in besonderer Weise geeignet für die Regeneration von Blutgefäßen, Neuronen und dergleichen verwendet werden.
Insbesondere zeigt ein schlauchförmiges künstliches Blutgefäß, hergestellt durch das Verfahren zur Herstellung eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats der vorliegenden Erfindung, hochüberlegene Leistungseigenschaften.
Im Folgenden wird die Herstellung eines künstliches Blutgefäßes durch das Verfahren zur Herstellung eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats der vorliegenden Erfindung in weiteren Einzelheiten beschrieben.
Das Verfahren zur Herstellung eines schlauchförmigen künstlichen Blutgefäßes umfasst einen Auflösungsschritt, einen Fällungsschritt und einen Gefriertrocknungsschritt, die in der angegebenen Reihenfolge ausgeführt werden, als das Verfahren zur Herstellung eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats der vorliegenden Erfindung, und umfasst einen Schritt der Bildung des porösen Körpers zu einer schlauchförmigen Form nach dem Auflösungsschritt und vor dem Fällungsschritt.
Insbesondere wird ein Auftragungsschritt des Auftragens einer in dem Auflösungsschritt erhaltenen einheitlichen Lösung auf eine Oberfläche eines stabförmigen Körpers ausgeführt. Danach wird der Fällungsschritt ausgeführt. Im Fällungsschritt wird die einheitliche Lösung auf der Oberfläche des stabförmigen Körpers abgekühlt, um einen schlauchförmigen porösen Körper, der das bioabsorbierbare Polymer um den stabförmigen Körper herum enthält, auszufällen.
Der stabförmige Körper ist ein Element, das zur Bildung des porösen Körpers zu einer schlauchförmigen Form verwendet wird. Der Durchmesser des stabförmigen Körpers entspricht im Wesentlichen dem inneren Durchmesser des schlauchförmigen künstlichen Blutgefäßes, das erhalten wird, wenn der stabförmige Körper aus dem erhaltenen porösen Körper herausgezogen wird.
Die vorliegenden Erfinder haben herausgefunden, dass insbesondere in Fällen, in welchen der stabförmige Körper ein stabförmiger Körper ist, welcher ein Metall wie zum Beispiel rostfreien Stahl oder harzbeschichteten rostfreien Stahl enthält, das entstehende schlauchförmige künstliche Blutgefäß die Regeneration eines relativ normalen Blutgefäßes, das weniger empfindlich gegenüber Hypertrophie und Verkalkung ist, nach der Implantation erlaubt.
Der Grund hierfür ist vermutlich wie folgt. Im Fällungsschritt des Abkühlens der einheitlichen Lösung auf der Oberfläche des stabförmigen Körpers unter Ausfällung eines porösen Körpers, der das bioabsorbierbare Polymer um den stabförmigen Körper herum enthält, wird der innere Bereich des Schlauchs in Kontakt mit dem stabförmigen Körper, der ein thermisch hoch leitfähiges Metall enthält, schnell abgekühlt, wodurch eine Schicht (im Folgenden auch als „Hautschicht“ bezeichnet) mit einer vergleichsweise geringen Porengröße im Vergleich zum umgebenden Bereich (im Folgenden auch als „poröse Schicht“ bezeichnet) gebildet wird. Zur Blutgefäßregeneration muss das künstliche Blutgefäß als Ganzes Poren mit einer Porengröße, die zum Eintreten von Zellen ausreichend ist, aufweisen. Auf dem inneren Bereich, der in direktem Kontakt zum Blutfluss steht, ist es jedoch wichtig, der Abscheidung von Plättchen vorzubeugen, einer Ursache für Hypertrophie und Verkalkung. Die Bildung der Hautschicht auf der inneren Seite des schlauchförmigen künstlichen Blutgefäßes beugt der Abscheidung von Plättchen auf dem inneren Bereich, welcher im Kontakt mit dem Blutfluss steht, vor, während der einfache Eintritt von Zellen in anderen Bereichen ermöglicht wird. Dies führt vermutlich zur Regeneration eines relativ normalen Blutgefäßes.
Es ist auch möglich, ein künstliches Blutgefäß herzustellen, in welchem die Hautschicht auf der inneren Seite ist und die Porengröße der porösen Schicht um die Hautschicht herum nach außen hin zunimmt, durch Einstellen des Typs des stabförmigen Körpers, des Verfahrens zur Abkühlung des stabförmigen Körpers und dergleichen (4 zeigt eine Elektronenmikroskopaufnahme eines Querschnitts eines schlauchförmigen künstlichen Blutgefäßes mit einer solchen Struktur). Gegenläufig dazu ist es auch möglich, ein künstliches Blutgefäß herzustellen, in welchem die Hautschicht auf der äußeren Seite ist und die Porenschicht der porösen Schicht innerhalb der Hautschicht nach innen zunimmt.
Die einheitliche Lösung kann auf die Oberfläche des stabförmigen Körpers durch ein beliebiges Verfahren aufgetragen werden. Beispiele für das Verfahren umfassen ein Verfahren, welches das einmalige, zweimalige oder mehrmalige Eintauchen des stabförmigen Körpers in die einheitliche Lösung umfasst; sowie ein Verfahren, das das Platzieren des stabförmigen Körpers in einem schlauchförmigen Körper mit einem inneren Durchmesser, der größer ist als der Durchmesser des stabförmigen Körpers, und Gießen der einheitlichen Lösung in den Zwischenraum zwischen dem stabförmigen Körper und dem schlauchförmigen Körper.
Da der entstehende schlauchförmige poröse Körper im Fällungsschritt leicht schrumpft, können der stabförmige Körper und der schlauchförmige Körper leicht herausgezogen werden; jedoch können die Oberfläche des stabförmigen Körpers und der stabförmige Körper einer Glättungsbehandlung wie zum Beispiel Beschichten im Voraus unterworfen werden.
Die vorliegende Erfindung umfasst auch ein Verfahren zur Herstellung eines porösen schlauchförmigen künstlichen Blutgefäßes, enthaltend ein bioabsorbierbares Material, wobei das Verfahren umfasst: einen Auflösungsschritt des Herstellens einer einheitlichen Lösung, enthaltend ein bioabsorbierbares Polymer, das darin gelöst ist unter Verwendung eines bioabsorbierbaren Polymers, eines Lösungsmittels 1 mit einer vergleichsweise niedrigen Lösungsfähigkeit für das bioabsorbierbare Polymer, eines Lösungsmittels 2 mit einer vergleichsweise hohen Lösungsfähigkeit für das bioabsorbierbare Polymer, das mit dem Lösungsmittel 1 inkompatibel ist, sowie eines gemeinsamen Lösungsmittels 3, das mit dem Lösungsmittel 1 und dem Lösungsmittel 2 kompatibel ist; einen Auftragungsschritt des Auftragens der einheitlichen Lösung auf eine Oberfläche eines stabförmigen Körpers; einen Fällungsschritt des Abkühlens der einheitlichen Lösung auf der Oberfläche des stabförmigen Körpers unter Ausfällung eines schlauchförmigen porösen Körpers, enthaltend das bioabsorbierbare Polymer, um den stabförmigen Körper herum; sowie einen Gefriertrocknungsschritt des Gefriertrocknens des schlauchförmigen porösen Körpers unter Erhalt eines schlauchförmigen künstlichen Blutkörpers.
Die vorliegende Erfindung umfasst auch ein poröses, schlauchförmiges künstliches Blutgefäß, enthaltend ein bioabsorbierbares Material, wobei das künstliche Blutgefäß Folgendes umfasst: eine Hautschicht mit einer vergleichsweise geringen Porengröße als innerste Schicht; und eine poröse Schicht, die um die Hautschicht herum positioniert ist und eine vergleichsweise hohe Porengröße aufweist.
Ein relativ normales Blutgefäß, das weniger empfindlich gegenüber Hypertrophie und Verkalkung ist, kann durch Implantieren des künstlichen Blutgefäßes der vorliegenden Erfindung regeneriert werden.
Der innere Durchmesser des künstlichen Blutgefäßes der vorliegenden Erfindung ist nicht beschränkt. Unter dem Gesichtspunkt des inneren Durchmessers typischer Blutgefäße beträgt die Untergrenze des inneren Durchmessers vorzugsweise 0,5 mm, und die Obergrenze davon liegt vorzugsweise bei etwa 8,0 mm. Der äußere Durchmesser des künstlichen Blutgefäßes ist nicht beschränkt. Unter dem Gesichtspunkt des äußeren Durchmessers des typischen Blutgefäßes beträgt die Untergrenze des äußeren Durchmessers vorzugsweise 1,0 mm und die Obergrenze davon vorzugsweise etwa 10,0 mm.
Künstliche Blutgefäße, die für periphere Blutgefäße verwendbar sind, mit einem inneren Durchmesser von etwa 2,0 bis 5,0 mm, sind besonders schwierig durch herkömmliche Verfahren herzustellen. Solche künstlichen Blutgefäße können jedoch leicht durch das Verfahren zur Herstellung eines künstlichen Blutgefäßes der vorliegenden Erfindung hergestellt werden.
Die Hautschicht bezeichnet eine Schicht, welche innen eine große Anzahl feiner Poren oder Löcher umfasst, angeordnet nahe der Oberfläche des innersten Bereichs des künstlichen Blutgefäßes der vorliegenden Erfindung, wobei die Schicht in einem Querschnitt des künstlichen Blutgefäßes der vorliegenden Erfindung eine vergleichsweise niedrige durchschnittliche Porengröße (z.B. etwa 1 µm) im Vergleich zur durchschnittlichen Porengröße (z.B. etwa 25 µm) in der Umgebung des Mittelbereichs des Querschnitts wie in 4 oder 1 aufweist, welche Elektronenmikroskopaufnahmen eines Querschnitts eines schlauchförmigen künstlichen Blutgefäßes zeigt, beispielsweise erhalten gemäß Versuchsbeispiel 4 (später beschrieben).
Die Funktion der Hautschicht ist nicht notwendigerweise geklärt. Jedoch wurde beispielsweise gefunden, dass das Bilden eines künstlichen Blutgefäßes mit Nanofasern und die Verstärkung der Oberflächenebenheit desselben in vitro dazu neigt, die Ablagerung von Plättchen, welche Blutgerinnsel verursachen, zu verringern (Acta Biomaterialia 8 (2012) 4349-4356). Darüber hinaus wurde gefunden, dass eine Polymeroberfläche mit geringer Porengröße einen verbesserten Oberflächenkontaktwinkel in vitro aufgrund des Lotuseffekts aufweist, und daher die Ablagerung von Plättchen, welche Blutgerinnsel verursachen, verringert wird (Colloids Surf B Biointerfaces, 1. Febr. 2014; 114: 28-35). Angesichts dieser Erkenntnisse verbessert vermutlich die Anwesenheit der Hautschicht als innerste Schicht des künstlichen Blutgefäßes der vorliegenden Erfindung die Ebenheit der inneren Oberfläche und verringert auch überschüssige Blutgerinnselbildung durch den Lotuseffekt. Dies erleichtert vermutlich die Bildung der Intima, welche das Blutgefäß weniger empfänglich gegenüber Hypertrophie und Verkalkung macht.
Die Untergrenze der Porengröße der Poren, welche die Porenstruktur der Hautschicht bilden, beträgt vorzugsweise 0,5 um und die Obergrenze davon beträgt vorzugsweise 20 µm. Wenn die Porengröße der Poren, welche die Porenstruktur der Hautschicht darstellen, innerhalb dieses Bereichs liegt, so wird der Vorbeugungseffekt gegen Hypertrophie und Verkalkung besonders gezeigt. Die Untergrenze der Porengröße der Poren, die die Porenstruktur der Hautschicht aufbauen, beträgt vorzugsweise 1 µm und die Obergrenze davon beträgt stärker bevorzugt 18 µm. Die Untergrenze liegt noch stärker bevorzugt bei 3 µm und die Obergrenze liegt noch stärker bevorzugt bei 15 µm.
Obwohl die Grenze zwischen der Hautschicht und der porösen Schicht nicht immer deutlich ist, beträgt die Untergrenze der Dicke der Hautschicht vorzugsweise 0,1 µm und die Obergrenze davon ist vorzugsweise 30 µm. Liegt die Dicke der Hautschicht innerhalb dieses Bereichs, so kann ein relativ normales Blutgefäß, das weniger empfindlich gegenüber Hypertrophie und Verkalkung ist, regeneriert werden. Beträgt die Dicke der Hautschicht weniger als 0,1 µm, kann es schwierig werden, eine poröse Hautschicht mit einer relativ hohen Porengröße um die Hautschicht herum einheitlich zu bilden. Liegt die Dicke der Hautschicht höher als 30 µm, so kann die Permeabilität gegenüber Zellen mangelhaft sein, was zu einer Verzögerung bei der Geweberegeneration führt. Die Untergrenze der Dicke der Hautschicht beträgt stärker bevorzugt 0,5 µm und die Obergrenze davon beträgt vorzugsweise 20 µm.
Die poröse Schicht bezeichnet eine andere Schicht als die Hautschicht, welche in einem Querschnitt des künstlichen Blutgefäßes der vorliegenden Erfindung, die Umgebung des Mittelbereichs (in welchem die durchschnittliche Porengröße beispielsweise etwa 25 µm beträgt) des Querschnitts wie in 4 oder 1 umfasst, die beispielhaft Elektronenmikroskopaufnahmen eines Querschnitts eines schlauchförmigen künstlichen Blutgefäßes, erhalten gemäß Versuchsbeispiel 4 (später beschrieben), zeigen.
Die Porenstruktur der porösen Schicht ist weit weniger dicht als diejenige der Hautschicht, und die Porenstruktur kommuniziert mit der Hautschicht. Die Porenstruktur hat stärker bevorzugt offene Poren (offene Hohlräume) einer einheitlichen Größe, und hat insbesondere bevorzugt offene Poren (offene Hohlräume) einheitlicher Größe, und hat insbesondere bevorzugt offene Poren (offene Hohlräume) einheitlicher Größe und darüber hinaus wenigstens eine Pore oder ein Loch in den Porenwänden selbst.
Die Untergrenze der Porengröße der Poren, die die Porenstruktur der porösen Schicht ausmachen, beträgt vorzugswese 1 µm, und die Obergrenze davon beträgt vorzugsweise 500 µm. Ist die Porengröße der die Porenstruktur der porösen Schicht ausmachenden Poren geringer als 1 µm, so kann die Permeabilität gegenüber Zellen mangelhaft sein. Ist die Porengröße höher als 500 µm, wird eine gute Permeabilität gegenüber Zellen erhalten, jedoch gelangen manche Zellen durch die künstlichen Blutgefäße und treten daraus aus, was zu einer Verzögerung in der Geweberegeneration führen kann. Die Untergrenze der Porengröße der Poren, die die Porenstruktur der porösen Schicht ausmachen, beträgt vorzugsweise 5 µm, und die Obergrenze davon beträgt vorzugsweise 400 µm. Die Untergrenze beträgt noch stärker bevorzugt 10 µm, und die Obergrenze beträgt noch stärker bevorzugt 300 µm.
Die wenigstens eine Pore oder das wenigstens eine Loch in den Porenwänden selbst in der porösen Schicht weist vorzugsweise einen maximalen Durchmesser auf, der gleich oder geringer ist als die Porengröße der Poren, welche die Porenstruktur der porösen Schicht ausmachen. Die Obergrenze des maximalen Durchmessers der wenigstens einen Pore oder des wenigstens einen Lochs in den Porenwänden selbst in der porösen Schicht beträgt vorzugsweise 500 µm, stärker bevorzugt 400 µm und noch stärker bevorzugt 300 µm.
Das künstliche Blutgefäß der vorliegenden Erfindung weist vorzugsweise auf der porösen Schicht eine Ultrafeine-Faser-Vliesstoffschicht, enthaltend ein bioabsorbierbares Polymer und enthaltend ultrafeine Fasern mit einer Fasergröße von 10 bis 5.000 nm, auf. Die Bildung einer solchen Ultrafeine-Faser-Vliesstoffschicht beugt dem Austreten von Blut aufgrund des Blutdrucks vor. Die Ultrafeine-Faser-Vliesstoffschicht zeigt auch eine ausreichende Festigkeit gegenüber externem Druck nach Implantierung und kann daher dem Blockieren des Blutgefäßes aufgrund von Abknickung vorbeugen.
Die Ultrafeine-Faser-Vliesstoffschicht kann ein beliebiges bioabsorbierbares Polymer enthalten. Zum Beispiel kann ein beliebiges der obigen synthetischen Polymere, natürlichen Polymere und dergleichen verwendet werden.
Insbesondere werden bevorzugt zwei oder mehr bioabsorbierbare Polymere, die bezüglich der Bioabsorbierbarkeit verschieden sind, in Kombination als das bioabsorbierbare Polymer, welches die Ultrafeine-Faser-Vliesstoffschicht aufbaut, verwendet werden. Obgleich die Ultrafeine-Faser-Vliesstoffschicht die Festigkeit des künstlichen Blutgefäßes verbessert, kann sie dem Eintreten der Zellen vorbeugen und daher die Blutgefäßregeneration verzögern oder Verkalkung verursachen. Dies kann merklich verbessert werden, indem zwei bioabsorbierbare Polymere, die bezüglich der Bioabsorbierbarkeit verschieden sind, kombiniert werden, um die Ultrafeine-Faser-Vliesstoffschicht aufzubauen.
Zum Beispiel kann Polyglycolid mit einer vergleichsweise hohen Bioabsorbierbarkeit und Polylactid mit einer vergleichsweise niedrigen Bioabsorbierbarkeit unter Aufbau der Ultrafeine-Faser-Vliesstoffschicht vereinigt werden. In diesem Fall zersetzt sich keines der beiden bioabsorbierbaren Polymere im relativ frühen Zeitabschnitt direkt nach der Implantierung, wenn eine Festigkeit besonders erforderlich ist. Im Anschluss werden Hohlräume in der Ultrafeine-Faser-Vliesstoffschicht gebildet, da das Polyglycolid mit einer vergleichsweise hohen Bioabsorbierbarkeit nach und nach zersetzt und absorbiert wird. Diese Hohlräume ermöglichen das einfache Eintreten von Zellen, was zur Förderung der Blutgefäßregeneration und Vorbeugung von Verkalkung führt.
Die untere Grenze der Dicke der Ultrafeine-Faser-Vliesstoffschicht beträgt vorzugsweise 10 µm, und die Obergrenze derselben beträgt vorzugsweise 300 µm. Liegt die Dicke der Ultrafeine-Faser-Vliesstoffschicht innerhalb dieses Bereichs, kann ein ausreichender festigkeitsverbessernder Effekt erhalten werden.
Die Ultrafeine-Faser-Vliesstoffschicht kann auf der porösen Schicht durch ein beliebiges Verfahren gebildet werden, jedoch bevorzugt durch Elektrospinnen. Das Elektrospinnen ist ein Verfahren, welches das Ausstoßen einer Lösung, die ein darin gelöstes bioabsorbierbares Polymer enthält, auf das Ziel durch eine Düse umfasst, während zwischen der Düse und einer Kollektorelektrode eine Hochspannung angelegt wird. Die aus der Düse ausgestoßene Lösung wird in die Form ultrafeiner Fasern entlang der elektrischen Kraftlinien gebildet, und scheidet sich auf dem Ziel ab.
Im Verfahren zur Herstellung eines künstlichen Blutgefäßes der vorliegenden Erfindung kann der stabförmige Körper als Kollektorelektrode verwendet werden, wenn ein leitfähiger stabförmiger Körper, der ein Metall enthält, als stabförmiger Körper verwendet wird. In diesem Fall kann die Ultrafeine-Faser-Vliesstoffschicht durch Ausstoßen der Lösung während der Rotation des stabförmigen Körpers mit dem schlauchförmigen künstlichen Blutgefäß um dieses herum, und mehrmaliges Umkehren der Düse gebildet werden.
Das künstliche Blutgefäß der vorliegenden Erfindung kann des Weiteren ein Mittel, welches der Blutgerinnselbildung vorbeugt, wie zum Beispiel Heparin, sowie einen Wachstumsfaktor, der die Blutgefäßregenerierung fördert, wie zum Beispiel bFGF, enthalten. Zellen wie zum Beispiel mesenchymale Stammzellen können in das künstliche Blutgefäß vor der Implantierung eingeimpft werden.
- Vorteilhafte Wirkungen der Erfindung
Die vorliegende Erfindung stellt ein Verfahren zur Herstellung eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats bereit, welches eine breite Auswahl an Lösungsmitteln und eine leichte Einstellung der Schüttdichte und Porengröße des porösen Substrats erlaubt. Die vorliegende Erfindung stellt auch ein Verfahren zur Herstellung eines künstlichen Blutgefäßes und ein künstliches Blutgefäß bereit.
Figurenliste

1 zeigt Elektronenmikroskopaufnahmen eines Querschnitts eines schlauchförmigen künstlichen Blutgefäßes, erhalten gemäß Versuchsbeispiel 4.
2 zeigt ein Bild eines regenerierten Blutgefäßes unter Verwendung des schlauchförmigen künstlichen Blutgefäßes, erhalten gemäß Versuchsbeispiel 4, angefärbt mit HE.
3 zeigt ein Bild eines regenerierten Blutgefäßes unter Verwendung des schlauchförmigen künstlichen Blutgefäßes, erhalten gemäß Versuchsbeispiel 4, angefärbt mit von Kossa.
4 zeigt eine Elektronenmikroskopaufnahme eines Querschnitts eines künstlichen Blutgefäßes, in welche eine Hautschicht auf der Innenseite vorliegt und die Porengröße einer porösen Schicht um die Hautschicht herum nach außen hin zunimmt.

BESCHREIBUNG DER AUSFÜHRUNGSFORMEN
Die Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung werden in weiteren Einzelheiten unter Bezug auf die Beispiele beschrieben. Die vorliegende Erfindung ist jedoch nicht auf diese Beispiele beschränkt.
(Versuchsbeispiel 1]
(1) Herstellung eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats
Bei einer Raumtemperatur von 25°C wurden 0,25 g eines L-Lactid-e-Caprolacton-Copolymers (Molverhältnis: 50:50) mit einer gemischten Lösung, die 0,3 ml Wasser als Lösungsmittel 1, 2,0 ml Methylethylketon als Lösungsmittel 2, 1,0 ml eines Gemisches aus Aceton (gemeinsames Lösungsmittel 3-1) und Ethanol (gemeinsames Lösungsmittel 3-2) als gemeinsames Lösungsmittel 3 enthielt, vermischt. Somit wurde eine nichteinheitliche Lösung, welche das L-Lactid-ε-Caprolacton-Copolymer nicht löste, erhalten.
Nachfolgend wurde die erhaltene nichteinheitliche Lösung in ein Glasrohr mit einem Durchmesser von 3,3 mm gegeben und bei 60°C unter Erhalt einer einheitlichen Lösung, die das L-Lactid-ε-Caprolacton-Copolymer darin gelöst enthielt, erwärmt.
Die erhaltene einheitliche Lösung wurde anschließend auf 4°C oder -24°C in einem Gefrierschrank unter Ausfällung eines porösen Körpers abgekühlt, wobei das L-Lactid-ε-Caprolacton-Copolymer erhalten wurde.
Der erhaltene poröse Körper wurde in ein Ethanolbad (50 ml) bei 4°C oder -24°C für 12 Stunden eingetaucht und anschließend in ein Wasserbad (50 ml) bei 25°C für 12 Stunden zum Waschen eingetaucht.
Anschließend wurde der poröse Körper bei -40°C unter Erhalt eines zylindrischen Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats mit einem Durchmesser von 3,0 mm und einer Höhe von 15 mm gefriergetrocknet.
Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrate wurden mit zwei verschiedenen Verhältnissen zwischen dem gemeinsamen Lösungsmittel 3-1 und dem gemeinsamen Lösungsmittel 3-2, 0,8:0,2 und 0,5:0,5, hergestellt.
(2) Messung der Porengröße und Schüttdichte des porösen Substrats
Die Porengröße und Schüttdichte der erhaltenen porösen Substrate wurden durch das folgende Verfahren bestimmt.
Tabelle 1 zeigt die Ergebnisse.
Bestimmung der Porengröße
Das zylindrische Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrat wurde zugeschnitten, und eine Elektronenmikroskopaufnahme in der Umgebung der Mitte des erhaltenen Querschnitts bei 1.000- oder 8.000-facher Vergrößerung aufgenommen. Der Porendurchmesser (Hauptachse) wurde zufällig an 10 Stellen in der erhaltenen Elektronenmikroskopaufnahme gemessen, und der Durchschnittswert wurde als durchschnittliche Porengröße genommen.
Messung der Schüttdichte

Das Volumen und das Gewicht des erhaltenen Blutgefäßsubstrats wurden bestimmt. Die Masse wurde durch das Volumen dividiert, um die Schüttdichte zu bestimmen. Drei Messungen wurden für jedes Substrat ausgeführt, und der Durchschnittswert wurde als Schüttdichte verwendet. [Tabelle 1]

		Gemeinsames Lösungsmittel 3-1:Gemeinsames Lösungsmittel 3-2
		0,8:0,2	0,5:0,5
Kühltemperatur 4°C	Durchschnittliche Porengröße (µm)	16, 5	10, 5
Kühltemperatur 4°C	Schüttdichte (kg/m³)	170	180
Kühltemperatur -24°C	Durchschnittliche Porengröße (µm)	80, 6	5, 54
Kühltemperatur -24°C	Schüttdichte (kg/m³)	250	230

(Versuchsbeispiel 2)
Bei einer Raumtemperatur von 25°C wurden 0,5 g Polylactid mit einer gemischten Lösung, die 0,15 ml Wasser als Lösungsmittel 1, 6,0 ml Chloroform als Lösungsmittel 2 und 1,0 ml eines Gemisches von Tetrahydrofuran (gemeinsames Lösungsmittel 3-1) und Ethanol (gemeinsames Lösungsmittel 3-2) als gemeinsames Lösungsmittel 3 enthielt, unter Erwärmen bei 60°C vermischt. Somit wurde eine einheitliche Lösung, die das Polylactid darin gelöst enthielt, erhalten.
Nachfolgend wurde die erhaltene einheitliche Lösung auf -80°C in einem Gefrierschrank unter Ausfällung eines porösen Körpers, der das Polylactid enthielt, abgekühlt.
Der erhaltene poröse Körper wurde in ein Ethanolbad (50 ml) bei -70°C für 12 Stunden eingetaucht, und anschließend in ein Wasserbad (50 ml) bei 25°C für 12 Stunden zum Waschen eingetaucht.
Der poröse Körper wurde anschließend bei -40°C unter Erhalt eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats gefriergetrocknet.
Die Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrate wurden in zwei verschiedenen Verhältnissen zwischen dem gemeinsamen Lösungsmittel 3-1 und dem gemeinsamen Lösungsmittel 3-2, 0,9:0,1 und 0,1:0,9, hergestellt.
Die Porengröße und Schüttdichte der erhaltenen porösen Substrate wurden in derselben Weise wie in Versuchsbeispiel 1 bestimmt.
Tabelle 2 zeigt die Ergebnisse. [Tabelle 2]

Gemeinsames Lösungsmittel

3-1:Gemeinsames Lösungsmittel 3-2

0,9:0,1 0,1:0,9

Durchschnittliche Porengröße (µm) 0,86 1,80

Schüttdichte 229 236

(kg/m³)
(Versuchsbeispiel 3)
Unter Erwärmen bei 60°C wurden 0,5 g Polylactid in Chloroform als Lösungsmittel 2 gelöst. Nachfolgend wurde, während das Erwärmen fortgesetzt wurde, Aceton (gemeinsames Lösungsmittel 3-1) und anschließend Ethanol (gemeinsames Lösungsmittel 3-2) als gemeinsames Lösungsmittel 3 in einer Gesamtmenge von 2,8 ml zugegeben. Des Weiteren wurden 0,2 ml Wasser als Lösungsmittel 1 zugegeben und somit eine einheitliche Lösung erhalten. Die erhaltene einheitliche Lösung wurde auf -80°C in einem Gefrierschrank unter Ausfällung eines porösen Körpers, der das Polylactid enthielt, abgekühlt.
Der erhaltene poröse Körper wurde in ein Ethanolbad (50 ml) bei -70°C für 12 Stunden eingetaucht, und anschließend in einem Wasserbad (50 ml) bei 25°C für 12 Stunden zum Waschen eingetaucht.
Danach wurde der poröse Körper bei -40°C unter Erhalt eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats gefriergetrocknet.
Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrate wurden mit zwei unterschiedlichen Verhältnissen zwischen dem gemeinsamen Lösungsmittel 3-1 und dem gemeinsamen Lösungsmittel 3-2, 1,8:1,0 und 1,0:1,8, hergestellt.
Die Porengröße und Schüttdichte der erhaltenen porösen Substrate wurden in derselben Weise wie in Versuchsbeispiel 1 bestimmt.
Tabelle 3 zeigt die Ergebnisse. [Tabelle 3]

Gemeinsames Lösungsmittel

3-1:Gemeinsames Lösungsmittel 3-2

1,8:1,0 1,0:1,8

Durchschnittliche Porengröße (µm) 9,8 65,2

Schüttdichte 177 166

(kg/m³)
(Versuchsbeispiel 4)
(1) Herstellung eines künstlichen Blutgefäßes
Bei einer Raumtemperatur von 25°C wurden 0,25 g eines L-Lactid-ε-Caprolacton-Copolymers (molares Verhältnis 50:50) mit einer gemischten Lösung, enthaltend 0,2 ml Wasser als Lösungsmittel 1, 2,5 ml Methylethylketon als Lösungsmittel 2 und 0,8 l Aceton sowie 0,2 ml Ethanol als gemeinsames Lösungsmittel 3, vermischt. Somit wurde eine nichteinheitliche Lösung, welche das L-Lactid-ε-Caprolacton-Copolymer nicht löste, erhalten.
Nachfolgend wurde die erhaltene nichteinheitliche Lösung bei 60°C unter Erhalt einer einheitlichen Lösung, die das L-Lactid-ε-Caprolacton-Copolymer darin gelöst enthielt, erwärmt.
Ein fluorbeschichteter stabförmiger Körper aus rostfreiem Stahl mit einem Durchmesser von 0,6 mm wurde in einem Glasrohr mit einem Innendurchmesser von 1,1 mm platziert. Die einheitliche Lösung wurde in den Zwischenraum zwischen dem stabförmigen Körper und dem Glasrohr gegossen. Die einheitliche Lösung in diesem Zustand wurde auf -30°C in einem Gefrierschrank unter Ausfällung eines porösen Körpers, der das L-Lactid-ε-Caprolacton-Copolymer um den stabförmigen Körper herum enthielt, abgekühlt. Der erhaltene poröse Körper wurde in ein Ethanolbad (50 ml) bei -30°C 12 Stunden eingetaucht, und anschließend in ein Wasserbad (50 ml) bei 25°C 12 Stunden zum Waschen eingetaucht.
Danach wurde der poröse Körper bei -40°C unter Erhalt eines schlauchförmigen porösen Körpers gefriergetrocknet.
Polyglycolid und Polylactid wurden getrennt in Hexafluorisopropanol unter Herstellung einer Hexafluorisopropanollösung mit einer Polyglycolidkonzentration von 10 Gew.-% und einer Hexafluorisopropanollösung mit einer Polylactidkonzentration von 10 Gew.-% gelöst.
Der stabförmige Körper mit dem umgebenden schlauchförmigen porösen Körper wurde als Kollektorelektrode verwendet. Die Hexafluorisopropanollösungen wurden auf die Oberfläche des stabförmigen Körpers unter Verwendung einer Elektrospinnvorrichtung entladen. Zu diesem Zeitpunkt wurden zwei verschiedene Düsen mit den oben hergestellten Hexafluorisopropanollösungen beschickt und entladen, während der stabförmige Körper gedreht wurde, und die Düsen mehrfach reziproziert wurden. Somit wurde eine Ultrafeine-Faser-Vliesstoffschicht gebildet.
Das Elektrospinnen wurde unter Bedingungen einer Spannung von -40 kV und einer Düsengröße von 23 G ausgeführt.
Schließlich wurde der stabförmige Körper unter Erhalt eines schlauchförmigen künstlichen Blutgefäßes mit einem Außendurchmesser von etwa 1.090 µm und einem Innendurchmesser von etwa 610 µm herausgezogen.
1 zeigt Elektronenmikroskopaufnahmen eines Querschnitts des erhaltenen schlauchförmigen künstlichen Blutgefäßes.
Das schlauchförmige künstliche Blutgefäß besaß eine Drei-Schichten-Struktur, bestehend aus einer Hautschicht mit einer vergleichsweise geringen Porengröße (durchschnittliche Porengröße von 4,3 µm, gemessen in derselben Weise wie in Versuchsbeispiel 1), als die innerste Schicht, einer porösen, um die Hautschicht herum positionierten Schicht mit einer vergleichsweise hohen Porengröße (durchschnittliche Porengröße von 23,2 µm, gemessen in derselben Weise wie bei der Hautschicht), und eine Ultrafeine-Faser-Vliesstoffschicht auf der porösen Schicht.
(2) Evaluierung der Blutgefäßgewebe-Regenerationsleistung
Das in Versuchsbeispiel 4 erhaltene künstliche Blutgefäß wurde einem Tierversuch durch das folgende Verfahren unterworfen. Ein Teil der abdominalen Aorta von Mäusen wurde entfernt und durch das in Versuchsbeispiel 4 erhaltenen künstlichen Blutgefäß ersetzt. Zehn Mäuse wurden getestet. Zum Zeitpunkt der Woche 8 nach der Operation lebten alle zehn Mäuse, und es wurde keine eine Blutgefäßblockierung festgestellt.
In Woche 8 nach der Operation wurden die Mäuse durch intraperitoneale Verabreichung eines Überschusses an Pentobarbital getötet, und die Transplantationsstellen wurden isoliert. 2 zeigt eine Mikroskopaufnahme einer der erhaltenen Proben, angefärbt mit Hämatoxylin-Eosin (HE). 3 zeigt eine Mikroskopaufnahme einer der erhaltenen Proben, angefärbt mit von Kossa, zur Evaluierung der Verkalkung.
2 und 3 zeigen die Regeneration relativ normaler Blutgefäße ohne Hypertrophie und Verkalkung.
GEWERBLICHE ANWENDBARKEIT
Die vorliegende Erfindung stellt ein Verfahren zur Herstellung eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats bereit, welches eine breite Auswahl an Lösungsmitteln und eine leichte Einstellung der Schüttdichte und Porengröße des porösen Substrats erlaubt. Die vorliegende Erfindung stellt auch ein Verfahren zur Herstellung eines künstlichen Blutgefäßes sowie ein künstliches Blutgefäß bereit.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
Zitierte Patentliteratur

JP 2001049018 A [0008]
JP 2006291180 A [0008]
JP 2010260952 A [0008]

Claims

Poröses, schlauchförmiges künstliches Blutgefäß, enthaltend ein bioabsorbierbares Material, wobei das künstliche Blutgefäß folgendes umfasst: eine Hautschicht mit einer vergleichsweise geringen Porengröße als innerste Schicht und eine poröse Schicht, positioniert um die Hautschicht herum und mit einer vergleichsweise hohen Porengröße.
Künstliches Blutgefäß gemäß Anspruch 1, umfassend, auf der porösen Schicht, eine Ultrafeine-Faser-Vliesstoffschicht, enthaltend ein bioabsorbierbares Polymer, und enthaltend ultrafeine Fasern mit einer Fasergröße von 10 bis 5.000 nm.
Künstliches Blutgefäß gemäß Anspruch 2, wobei die Ultrafeine-Faser-Vliesstoffschicht zwei oder mehr bioabsorbierbare Polymere mit verschiedener Bioabsorbierbarkeit enthält.
Verfahren zur Herstellung eines porösen schlauchförmigen künstlichen Blutgefäßes, enthaltend ein bioabsorbierbares Material, wobei das Verfahren Folgendes umfasst: einen Auflösungsschritt des Herstellens einer einheitlichen Lösung, enthaltend ein bioabsorbierbares Polymer, das darin gelöst ist unter Verwendung eines bioabsorbierbaren Polymers, eines Lösungsmittels 1 mit einer vergleichsweise niedrigen Lösungsfähigkeit für das bioabsorbierbare Polymer, eines Lösungsmittels 2 mit einer vergleichsweise hohen Lösungsfähigkeit für das bioabsorbierbare Polymer, das mit dem Lösungsmittel 1 inkompatibel ist, sowie eines gemeinsamen Lösungsmittels 3, das mit dem Lösungsmittel 1 und dem Lösungsmittel 2 kompatibel ist; einen Auftragungsschritt des Auftragens der einheitlichen Lösung auf eine Oberfläche eines stabförmigen Körpers; einen Fällungsschritt des Abkühlens der einheitlichen Lösung auf der Oberfläche des stabförmigen Körpers unter Ausfällung eines schlauchförmigen porösen Körpers, enthaltend das bioabsorbierbare Polymer, um den stabförmigen Körper herum; sowie einen Gefriertrocknungsschritt des Gefriertrocknens des schlauchförmigen porösen Körpers unter Erhalt eines schlauchförmigen künstlichen Blutgefäßes.
Verfahren zur Herstellung eines künstlichen Blutgefäßes gemäß Anspruch 4, wobei der stabförmige Körper ein Metall enthält.
Verfahren zur Herstellung eines künstlichen Blutgefäßes gemäß Anspruch 4 oder 5, des Weiteren umfassend den Schritt des Entladens ultrafeiner Fasern, enthaltend ein bioabsorbierbares Material auf der Oberfläche des schlauchförmigen porösen Körpers durch Elektrospinnen unter Bildung einer Ultrafeine-Faser-Vliesstoffschicht auf dem schlauchförmigen porösen Körper.
Verfahren zur Herstellung eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats, enthaltend ein bioabsorbierbares Polymer, wobei das Verfahren Folgendes umfasst: einen Auflösungsschritt des Herstellens einer einheitlichen Lösung, enthaltend ein bioabsorbierbares Polymer, das darin gelöst ist unter Verwendung eines bioabsorbierbaren Polymers, eines Lösungsmittels 1 mit einer vergleichsweise niedrigen Lösungsfähigkeit für das bioabsorbierbare Polymer, eines Lösungsmittels 2 mit einer vergleichsweise hohen Lösungsfähigkeit für das bioabsorbierbare Polymer, das mit dem Lösungsmittel 1 inkompatibel ist, sowie eines gemeinsamen Lösungsmittels 3, das mit dem Lösungsmittel 1 und dem Lösungsmittel 2 kompatibel ist; einen Fällungsschritt des Abkühlens der einheitlichen Lösung unter Ausfällung eines porösen Körpers, enthaltend das bioabsorbierbare Polymer; und einen Gefriertrocknungsschritt des Gefriertrocknens des porösen Körpers, enthaltend das bioabsorbierbare Polymer, unter Erhalt eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats.
Verfahren zur Herstellung eines Poröses-Gewebe-Regenerationssubstrats gemäß Anspruch 7, wobei zwei oder mehr gemeinsame Lösungsmittel 3 verwendet werden, und eine Porengröße des entstehenden porösen Körpers kontrolliert wird durch Einstellen eines Mischverhältnisses zwischen den zwei oder mehr gemeinsamen Lösungsmitteln 3.