JP2001502187A

JP2001502187A - 内皮化を促進するための方法及び移植用製品

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Publication number: JP2001502187A
Application number: JP08535915A
Authority: JP
Inventors: エル．クラッパー，デビッド
Original assignee: ビーエスアイコーポレイション
Priority date: 1995-05-26
Filing date: 1996-05-24
Publication date: 2001-02-20
Anticipated expiration: 2016-05-24
Also published as: AU720963B2; WO1996037165A1; CA2222136C; US5744515A; AU5876996A; DE69634013T2; CA2222136A1; MX9709120A; DE69634013D1; JP3318578B2; EP1018977A4; EP1018977B1; EP1018977A1

Abstract

(57)【要約】毛細管内皮化を促進する適当な表層化学を有する孔質材料を開示する。この材料は毛細管内皮化を可能にするのに十分な孔質性を有し、そしてこの材料の孔への内皮細胞の内成長を促進する頑強に結合した接着分子を有する。

Description

【発明の詳細な説明】内皮化を促進するための方法及び移植用製品発明の分野本発明は生物材料、移植用医療物品及び細胞生物学の分野に関する。詳しくは、本発明は生物学的環境に移植したときに医療物品の性能を高めるための方法に関する。別の観点において、本発明は移植用人工血管の如き物品に関する。発明の背景生物材料は病気又は損傷器官を代替するための再構築手術において長い間利用されている。移植化物品を組立てるために現在使用されているほとんどの生物材料は本来非医療用途のために開発された。かかる材料は当初はもしそれらが無毒であり、そして所望の物品の作製を可能にするであろう物理特性を有するなら、移植物品を作製するうえで適切であると考えられていた。しかしながら、一般に利用される移植化生物材料は全部でないにしてもほとんどが材料／組織界面において望ましくない反応を供するいくつかの潜在性を有する。例えば、Hanker，J. S．and B.L.Giammara「Biomaterials and Biochemicals Devices」Science 242 ：885-892(1988)参照のこと。現在、移植化物品は生じうる任意の望ましくない表面反応が宿主に有害な影響を及ぼさない場合、又は物品の主要機能を有意に損わない場合、有用と考えられている。例えば、管腔表層上の血栓層の形成は大型直径の人工血管の機能に対しては一般に影響を及ぼさないが、小型の血管は閉塞しうる。向上した生体適合性を有する材料の開発の当初の研究は組織との最少限の反応性を示す材料の作製にほとんど注目していた。この手法はいくつかの物品の機能は高めたが、移植物品の適合性及び性能の更なる改善が所望されている。かかる改善は所望の組織相互作用、例えば特異的な所望の組織細胞による接着及び浸潤を事実上促進する生物表層の作製を含みうる（Hankerら）。１のタイプの所望の組織浸潤は「内皮化」として知られる過程を含み、それは人工血管の場合、隣接組織からの管腔表層上への（即ち管腔を覆う表層）及び血管の管腔の中への内皮細胞の移動を含むであろう。人工血管に適用されるように、例えばかかる内皮化は２通りの異なるメカニズムを介して起こりうる(Greisler，H.P.，New iologic and Synthetic Vascular Prostheses ，R.G.Landes，Co.，Austin，Texas(1991))。「トランス吻合」内皮下と呼ばれる一のメカニズムは移植片を挿入した血管の管腔からの移植片に至る縦方向のパンヌス内成長の促進を包括する。この方法を介する内皮化は移植片の管腔を覆う内皮細胞を供し、移植片の孔にはあるにしてもわずかな内皮細胞しかない。「経壁」又は「経間隙」内皮化と称されるその他のメカニズムは移植片壁を介し、そして孔に至る毛細管及び／又は毛細内皮細胞の内成長の促進を包括する。かかる内皮細胞は人工血管の外部の隣接組織の血管系に由来し、そして一部その孔性により人工血管壁を介して成長する。適当な条件下で、内皮細胞は移植片の壁を通じて成長でき、そして移植片の管腔に集落化する。内成長内皮細胞は往々にして人工血管を形成する材料の孔の中及びそれを通じる毛細管を形成する。しかしながら、かかる毛細管形成はそれ自体の過程の必須要素とは確認されていない。内皮細胞自体毛細管に由来するため、そして毛細管は往々にして移植片の孔内に観察されるため、経壁内皮化は往々にして「毛細管内皮化」とも呼ばれている。毛細管内皮化の過程はそのいくつかの細胞性段階、即ち、移植材料に対する内皮細胞の初期付着、それに続くその拡布、内方向移動、及び任意的な増殖により区別できる。内皮化を改善するための物理的な手法は表層自体、例えば表層の孔性及び荒らに集中している。Goldenらは例えば60μｍの結節間距離を有する延伸ポリテトラフルオロエチレン（「ePTFE」）移植片はヒヒにおける経壁内皮化を可能にする至適孔性を供すると報告している（Golden，M.A.，S.R.Hanson，T.R.Kirkman，P .A.Schneider and A.W.Clowes，「Healing of Polytetrafluoroethylene Arteri al Grafts is Influenced by Graft Porosity」J.Vasc.Surg ．11：838-845(1990 )を参照のこと）。同じ60μｍの結節間距離を有する類似のタイプのePTFE移植片が患者において移植されたが、内皮化しなかった。（Kohler，T.R.，J.R.Stratton，T.R.Kirkma n，K.H.Johansen，B.K.Zierler and A.W.Clowes，「Conventional Versus High- Porosity Polytetrafluoroethylene Grafts：Clinical Evaluation」Surgery 1 12 ，901-907(1992)を参照のこと）。出願人は、患者の中に移植されたePTFE移植片が、ヒヒの中に移植したものとは、患者に用いたePTFE移植片が補強フィルムの外装を採用する改良タイプである点で異なるものとしている。例えば「Gore-Tex Vascular Graft」で知られる製品は、周囲組織の移植片に至る一体化を可能にするために25ミクロンの平均フィブリル長を有するものとして記載されている。しかしながら、この特定の製品は補強フィルムも備え、移植片のための外部支持を担うと言われる移植片外面と一体化して、動脈瘤拡張を阻止し、縫合維持を強め、そして問題となる「ジッパー」効果を抑える。その他の実験において、イヌの経壁内皮化が、800μｍの孔が針により設けられたePTFE移植片により生成された。しかしながら、その孔性は大きすぎてしまい、過剰出血を抑えるために事前凝固が必要とされた(Kusaba，A.，C.R.Fischer，III，T.J.Matulewski an d T.Matsumoto「Experimental Study of the Influence of Porosity on Devel ease Long-term Patency Rate」Amer.Surg ．47：347-354（1981）を参照のこと。成長因子内皮化を達成するための物理的手法とは別に、一定の化学的手法が同様に試まれている。これらは様々なタンパク質、例えば成長因子及び細胞性接着タンパク質の利用、又は表層に対するタンパク質の付加の態様の利用に集中している。成長因子（GF）は可溶性ポリペプチド（５〜50キロダルトンの一般的な範囲の分子量を有する）であり、身体を通じて拡散でき、そして細胞分裂（増殖）を剌激できる。今日まで、１タイプのGF、詳しくはFGF-1のみが人工血管に至る毛細管内皮化を促進すると報告されている(Greisler，H.P.，New Biologic and Synt hetic Vascular Prostheses ，R.G.Landes，Co.，Austin，Texas(1991))。しかしながら、この報告の中で、GFは製品に固定化されず、そして事実、それを可溶化せしめる形態にあった。詳しくは、フィブリングルー、ヘパリン及びFGF-1の混合物を60μｍの結節間距離のePTFE人工血管の間隙を充填するのに用いている。移植片を次にウサギ及びイヌに移植し、そして改善された経壁内皮化が供される。フィブリングルーはゆっくりと分解して可溶性FGF-1を放出し、それはその後内皮細胞の増殖及び移植を刺激し、毛細管内皮化を供する。可溶性である他に、FGF-1は平滑筋細胞の増殖を促進する望ましくない二次効果を有する。これらの細胞は移植片孔にも侵入し、そして移植片管腔内で過形成し始め、医療用途に適さないと考えられるであろう結果となる。Kang，S.S. ，D.Ren and H.P.Greisler「Vascular Smooth Muscle Cell Growth on Fibrin G lue Containing Fibroblast Growth Factor-1 and Heparin」Trans.Soc.Biomat ． 17：33（1994）。接着分子接着分子は一般に大型タンパク質、炭水化物又は糖タンパク質であり（一般に 100〜1000キロダルトン）、それは特異な細胞表層レセプターに対する結合を担う。更に、それらは細胞を支持体（「表層接着分子」又は「ＳＡＭ」）又は隣接細胞（「細胞接着分子」又は「CAM」）のいづれかに機械的に付着させる。CAMが移植物品における毛細管内皮化特性の改善のために提案又は利用されている事実はない。数多くのSAMタンパク質が移植した物品との改善された組織一体化を示すが（例えば、増大した線維芽細胞増殖、増大した皮下組織との結合、軽減した隣接組織の炎症及び壊死、並びに軽減した移植物品の周辺の線維状カプセル形成により示される）、どれも毛細管内皮化を改善するものと実証されていない。例えばOk ada，T．and Y.Ikada「Tissue Reactions Subcutaneously Implanted，Surface- Modified Silicones」J.Biomed.Mater.Res．27：1509-1518(1993)；Kirkham，S. M．and M.E.Dangel，「The Keratoprosthesis：Improved Biocompatability Thr oush Design and Surface Modification」Ophth.Surg ．22：455-461(1991)；Cla pper，D.L.，S.M.Kirkham and P.E.Guire，「ECM Proteins Coupled to Device Surfaces Improve in vivo Tissue Integration」J.Cell.Biochem．18C： 283(1994)；and Kito，H.，N.Nakajima and T.Matsuda，「Differentiated Bioc ompatible Design of Luminal and Outer Graft Surfaces．Photocurable Extra cellular Matrices，Fabrication，and Cellular Response」ASAIO Journal 39 ：M506-M51l(1993)を参照のこと。 Williamsらは人工血管に対するいくつかの異なるSAMタンパク質（フィブロネクチン及びＩ型とIII型コラーゲンの組合せを含む）の吸着が内皮細胞のin vitr o付着を改善することを実証した。これらのタンパク質を細胞播手を評価する目的のために添加したが、毛細管内皮化に対する何らの効果も示されなかった。同様に、吸着フィブロネクチンはSeegerらにより、イヌへの人工血管の移植前に添加した内皮細胞の保持の若干（即ち、２倍）の向上を報告している（それぞれについて、Williams S.K，ら、「Adult Human Endothelial Cell Compatibili ty with Prosthetic Graft Material」J.Surg.Res ．38：618-629(1985)及びSeeg er，J.M．and N.Klingman，「Improved In Vivo Endothelialization of Prosth etic Grafts by Surface Modification with Fibronectin」J.Vasc.Surg．8：47 6-482(1988)を参照のこと）。共有結合化学因子は支持表層に様々な方法で、例えば上記の様々な文献に記載の受動吸着により付着される。米国特許第4,979,959及び5,263,992号は、生体適合性剤が化学連結成分内の光反応基を介して生物材料支持体に共有結合している生体適合物品の調製及び利用に関する。 SAMに関し、Kitoら（上記）はゼラチンでDacron人工血管の外面をコーティングし、且つその孔を充填するために光化学を利用する。管腔表面を硫酸コンドロイチンでコーティングする。イヌに１週間移植後、移植片は外面から移植片孔への増強した線維芽細胞内成長を示し、管腔表層上には内皮細胞はなかった。毛細管内皮化は報告されていない。別の研究において、接着タンパク質を「光化学」の利用によりポリウレタン又はePTFEのいづれかより成る移植片の表層に固定化してある(Clapper，D.L.，K.M .Hagen，N.M.Hupfer，J.M.Anderson and P.E.Guire，「Covalently Immobilized ECM Proteins Improve Patency and Endothelialization of 4 MM Grafts Impl anted in Dogs」Trans.Soc.Biomat ．16：42(1993))。出願人は特定のePTFE移動材料が上記の形態、即ち、移植片の外面に一体化した外部補強フィルムの外装を有する形態で供されることを確立しているため、それは壁の孔性を大いに下げるのを担うであろう。ポリウレタンは移植片の壁を完全に突き抜ける孔をあるにしてもわずかにしか有さない。イヌモデルを利用し、双方の移植片はフィブロネクチンもしくはIV型コラーゲン、又はその双方でコーティングしたとき、様々な度合いの改善された内皮細胞被覆を示した。各ケースにおける移植片管腔上に存在する内皮細胞は「トランス吻合」内皮下の過程により隣りの動脈の管腔から移動しがちである。各タイプの移植片は本質的に非孔質であり、そして移植片の管腔表面上に観察される全ての内皮細胞が隣接動脈の管腔に広がる内皮細胞の連続層の一部であった。かかる細胞成長パターンは、経壁内皮化とは対立するトランス吻合内皮化に合致する。共有固定化タンパク質が移植物品との向上した組織一体化を供する例が報告されている。例えば、シリコーンゴムにカップリングされる（コロナ放電、グラフト重合及びカルボジイミドカップリングの組合せを介して）、Ｉ型コラーゲンはラットにおいての16週間の皮下移植を経て形成される線維カプセルの厚みを小さくすることができる（Okada，T．and Y．Ikeda「Tissue Reaction to Subcutaneously Implan ted，Surface-Modified Silicones」J.Biomed.Mater.Res ．27：1509-1518(1993) ）。しかしながら、Ｉ型コラーゲンは血栓原性であり、そして人工血管の如き移植に利用するには適さないであろう。別の実験において、IV型コラーゲンのコーティングをシリコーンゴム胸部移植片上に光固定化し、そしてブタンに16週間皮下移植している。このコーティング化移植片は物品表層に対する組織の優れた結合力及び薄い線維カプセルを示す（ Clapper(1994)上記）。しかしながら、この移植片は孔質であるとは記載されておらず、そして毛細管内皮化は記載されていない。別の状況において、Ｉ型コラーゲンのコーティングが固形ポリメチルメタクリレート角膜内レンズに適用され、そしてウサギの角膜に15ケ月移植されている。この移植片は間質組織の結合を促進し、物品近くの炎症を軽減し、そして物品の上の角膜組織の壊死を著しく軽減した。ここでも、移植片は孔質でなく、そして毛細管内皮化は述べられていない。最後に、Kinoshita，Y.，T.Kuzuhara，M.Kirigakubo，M.Kobayashi，K.Shimur a，Y.Okada「Soft tissue reaction to collogen-immobilized porous polyethy lene：subcutaneous implantation in rats for 20wk」「Biomaterials Vol.14 ，No.3，209-215（1993）」には、グラフト重合によりコラーゲンＩが共有カップリングされた大きな孔(400ミクロンの孔)を有するポリエチレンシート材が記載されている。この材料はラットモデルに皮下移植したときに組織内成長を向上させることが見い出されている。このシート材は人工血管の製造のために十分な性質（例えば、非支持式の硬度）を有するとも、その目的のための十分な孔質性を有するとも記載されていない。また、上記の通り、コラーゲンＩは事実上その血栓原性により、人工血管に利用するには適さないと考えられる。今日まで、当業界には経壁又は毛細管内皮化を効率的、予測的及び再現的に促進できる移植片表層を供するための材料及び関連の方法の必要性がある。今日まで当業界において、物品の中への又はその壁を通じる内皮化を促進又は改善できるような移植可能な物品の硬質（例えば非支持式）多孔支持体表層に対する適当な接着因子の共有付加を提案する又は試みる、ましてや達成することはなされていない。発明の概要本発明はin vivoでの物品の毛細管内皮化を促進するのに適する量又はタイプの固定化接着分子を担持する表層を供する硬質多子性生物材料より成る移植可能医療物品を含んで成る製品を提供する。出願人は本発明の観点において、in vivoでの移植片の利用にとって必須の硬質性を有し、しかも同時に生物材料の孔を通じる毛細管の内成長を可能にするのに必要な孔質性を供する生物材料が提供されうることを見い出した。本発明の実施はそれ故人工血管における使用のための外部補強フィルムを有する孔質性ePTF Eの如き物品を頼りとする慣用的なニーズを回避する。その代わりに、本発明は孔質性ePTFE自体であって、本明細書記載の固定化接着分子のみにより改変されたものの利用を可能にする。特に好適な態様において、この製品は人工血管の形態にあり、そしてその生物材料はテトラフルオロエチレンポリマー(例えばePTFE)、芳香族／脂肪族ポリエステル樹脂（例えばポリエチレンテレフタレート（「PET」）、及びポリ(ブチレンテレフタレート)(「PBT」)、ポリウレタン、並びにシリコーンゴム（例えば熱硬化型ゴム及び「室温加硫」(RTV)シリコーンエラストマーより生成されたもの）より成る群から選ばれる。更なる好適な態様において、この接着分子はフィブロネクチン、ラミニン及びコラーゲンより成る群から選ばれる。本発明の人工血管は、保全性、強さ及び内皮細胞被覆性の如き観点において天然血管のそれにほぼ近い特徴的な性質を示す。更なる好適な態様において、この人工血管は移植片壁にわたって広がる孔を有するePTFEより成り、そして走査電子顕微鏡観察による決定に従い、10〜300μｍ程度の結節間距離を示す。かかる態様において、この接着分子は光化学的手段により移植片の孔質面を含む表層に共有固定される。本発明の人工血管はin vivoで評価したときに著しく改善された内皮化を助長することが見い出せた。かかる改善は孔表層に集落化していることの見い出された細胞の数及び／又は身体と接触による内皮下の速度の観点のいづれかにおいて表示し得る。好適な移植片は未コーティングコントロールと比べてのいづれかの又は双方の観点において３倍以上の改善、そして好ましくは４倍以上の改善を示す。その他の公知の技術と比べ、これは有意義な改善を示す。別の観点において、本発明は移植可能な医療物品の製造方法、かかる方法により製造可能な移植可能医療物品、及びかかる方法により製造した移植可能医療物品を提供する。この物品は生物材料を接着分子で予備処理し、次いでこの処理生物材料から物品を作製することにより、又はまず物品を作製し、次いでこの物品の露出面を処理することにより形成できる。好適な態様において、この方法は下記の工程を含んで成る：（ａ）組織接触表層を担う孔質硬質性生物材料より成る移植可能物品を用意する；（ｂ）前記表層を１又は複数の潜光反応性基を有する接着分子と接触させる；そして（ｃ）この光反応性基を前記接着分子が前記表層に固定化されるように活性化する。別の観点において、本発明は移植化医療物品において内皮下を促進する方法を提供し、この方法は下記の工程を含んで成る：（ａ）組織接触表層を担う孔質硬質性生物材料より成る移植可能物品を用意する；（ｂ）前記表層を１又は複数の潜光反応性基を有する接着分子と接触させる；（ｃ）この光反応性基を前記接着分子が前記表層に固定化されるように活性化する；そして（ｄ）前記物品を身体組織又は体液と接触するように移植する。発明の詳細な説明本発明は、in vivoで使用したときに物品の表層を通じる及びその中に至る毛細管内皮化を促進するのに適する量及びタイプの固定化接着分子を担持する表層を供する孔質硬質性生物材料より成る移植可能医療物品を含んで成る物品を提供する。本明細書において用いる下記の用語は下記の意味をするであろう：「移植可能医療物品」、簡潔には「物品」又は「医療物品」とは、少なくとも部分的に生物材料より作製され、そして体液の如き身体組織と接触させて使用することを意図する物体を意味する。「生物材料」とは物品を製造するために用いられる材料の化学組成物を意味し、そしてそれは１又は複数の組織接触表層を担うものである。「孔質性」及びその変形語（例えば「孔」及び「孔質」）とは、生物材料の外面（例えば第一主要面）にて始まり、そして生物材料を実質的に通過して内面（例えば第二主要面）に至る小チャンネル又は通路を有する生物材料を意味する。「硬質性」及びその変形語は、移植可能医療物品の形態に作製したときに、その使用時に遭遇する圧力に耐える、例えばin vivoでの開通性及び孔構造を保持する特定の生物材料の能力を意味する。「表層」とは生物材料とその環境との界面を意味する。この語は巨視的な観点（例えば生物材料シートの２枚の主要面）及び微視的な観点（例えば生物材料を横断する孔の表層）の双方にその語を使用することを含むことを意図している。その表層は細胞接着分子のための固定部位、並びに内皮細胞の付着及び移動を担うことができる。「接着分子」は、細胞を支持体又は隣接細胞に付着させるための支持体及び／又は細胞に結合できるペプチド、タンパク質及び糖タンパク質を意味する。「内皮化」は、何らかのことわりのない限り、「毛細管内皮化」と同義で使用し、孔質硬質性物品を形成するに使用した生物材料の実質的に全組織接触表層上の内皮細胞の成長を意味する。物品本発明の物品には、体液又は組織との長期接触を意図する医療物品、そして特にin vivo又はin vitro用途のいづれかにおいて使用したときに毛細管内皮化により有利でありうる物品が含まれる。好適な物品は身体に移植可能であり、そして人工血管及び人工器官、例えば膵臓、肝臓及び腎臓が含まれる。その他の適当な移植物品には、限定することなく、治療的用途のための組換タンパク質を搬送する遺伝子改変細胞を移植するための物品、並びに人工組織又は器官移植片、例えば代替皮膚、関節及び耳が含まれる。毛細管内皮化の有意義さは物品のタイプ及び目的に依存して各特定の物品により変わるであろう。内成長毛細管は、例えば物品内の細胞に栄養素を輸送するための及び排出物を流出させるための、この物品に至る灌流を供するのに有用でありうる。内成長毛細管は血液適合性を改善するように人工血管の表層を内皮細胞で覆うのにも有用でありうる。その他の適切な物品、例えば組織操作器官の作製のために利用されるものはin vitro使用できる。組織操作工程の際、例えば外部物品は細胞の培養のための足場構造を担うことができ、そして細胞は移動、増殖及び分化して患者の中にその後移植される組織又は器官を形成する。生物材料本発明の物品は内皮細胞の接着及び移動のための表層を担うことのできる様々な硬質生物材料より製造できる。多種多様な適当な材料が支持体として使用でき、主たる考慮事項はそれらが強い、表面積、並びに調製及び使用のし易さ、並びに費用の如き特性の最適な組合せを供することにある。好適な支持材料は合成ポリマー、例えばオリゴマー、ホモポリマーがコポリマーであって付加又は縮合重合に由来するものである。適当な付加ポリマーの例には、限定することなく、アクリル、例えばメチルアクリレート、メチルメタクリレート、アクリル酸、メタクリル酸、アクリルアミド、ヒドロキシエチルアクリレート、ヒドロキシエチルメタクリレート、グリセリルアクリレート、グリセリルメタクリレート、メタクリルアミド及びエタクリルアミドより重合したもの；ビニール、例えばスチレン、ビニルクロリド、ビニルピロリドン、ポリビニルアルコール及びビニルアセテート；エチレン、プロピレン及びテトラフルオロエチレンより成るポリマーである。縮合ポリマーの例には、限定することなく、ナイロン、例えばポリカプロラクトン、ポリラウリルラクタム、ポリヘキサメチレンアジパミド及びポリヘキサメチレンドデカンジアミド、そして更にはポリウレタン、ポリカーボネート、ポリアミド、ポリスルフォン、ポリ（エチレンテレフタレート）、ポリ乳酸、ポリグリコール酸、ポリジメチルシロキサン及びポリエーテルケトンが含まれる。その他の適当な支持材には金属及びセラミックスが含まれる。この金属には、限定することなく、チタン、ステンレススチール、コバルトクロムがまれる。セラミックスには、限定することなく、窒化珪素、炭化珪素、ジルコニア及びアルミナ、並びにガラス及びシリカが含まれる。ePTFEは本発明の移植可能物品を作製するうえで、そして特に人工血管を作製するうえで使用するのに好適な生物材料である。適当なePTFEはIMPRA，Inc.，Tempe，AZの如きソースから人工血管の形態で入手できる。市販の移植片はePTFEより構築され、そして直線上、テーパー型及び階段型形状を含む様々な形状で無菌形態で供給されている。かかる製品は生物学的に不活性であり、有意な炎症反応を阻止でき、そして制御式微孔質構造を有するように製造できることで知られる。かかる生物材料はフィブリル長の如き数多くの態様で特性決定されうる。フィブリル長のコントロールは、組織内成長を排除する又は受容することのできる微細構造を作るのに使用できる。硬質性及び孔質性好適な生物材料は、in vivoであろうとin vitroであろうと、その意図する目的のために十分な硬質性を供するものである。例えば人工血管を形成するのと使用するためには、生物材料はその移動片がその意図する用途の際に開通性を維持し、且つ孔質構造を維持するのに十分な硬質性のものであろう。生物材料の硬質性は任意の適当な手段により評価できる。ePTFEの結節領域は引裂耐性を供する非孔質PTFEより成る（縫合のため及び動脈瘤拡張に対する耐性のため）。結節間領域は結節をつなぐのを担うPTFEのファイバーより成り、ファイバー間の間隔は本明細書を言及する孔質性を供するものとする。結節サイズは結節PTFEより成る組織接触表層のパーセンテージとして表示し得る。結節間の距離は平均フィブリル長で表示し得る。換言すれば孔質性は一般に結節間距離で表示される（即ち、一の結節の中点から隣りの結節の中点までの平均距離）。好適なePTFE材料は適当な強さ（例えば動脈瘤拡張との関連で）を供するのに十分なサイズ及び頻度の結節、並びに適度な孔質性（毛細管内皮化を可能にするため）を供するのに十分な頻度及びファイバー長の結節間領域を有する。かかるePTFE材料は30％以上の、そして好ましくは40％以上の組織接触表面を含んで成る結節を供するものである。かかる材料は、数は少ないが厚い結節を供し、in vivoで有意に強い強度を供するであろう。本明細書により、当業者は孔質性及び硬質性の適当な組合せを有する生物材料を特定し、そして使用して物品を作製できるであろう。生物材料は好ましくは細胞の付着及び移動を可能にするのに適度に孔質性である。細胞はそれにより表層に至る毛細管の形成及び成長し得る。適当な孔は小チャンネル又は通路の形態で存在し得、それは外面から出発し、そして生物材料を部分的に又は完全に貫通しうる。かかる場合、孔の横断寸法は毛細管（５μｍ）の直径よりも大きく、そして一般には１mm未満である。連続孔の方がピット（不連続孔）より好ましい。好ましくは、かかる孔の平均直径は約５μｍ〜約１mmに範囲する。この孔質性は毛細管内皮化を可能にするのに十分でなければならない。従って、個々の孔の平均直径は約５μｍ以上であるべきである。最大孔サイズはその生物材料が十分な硬質性を保持している限り規定しないが、有用な物品は約１mmより大きい平均孔サイズを有するものでないであろう。かかる孔寸法は顕微鏡観察により定量できる。 ePTFE材料の如き好適な材料では、孔質性は材料の結節間領域に関して決定できる。結節間距離及び結節幅も有用な因子であり、全孔質性を決定するのみならず、材料の強さも決定する。接着分子適当な接着分子は一般に、100,000ダルトン以上の分子量を有する大型の天然タンパク質又は炭水化物である。in vivo接着分子は一般に特異的な細胞表層レセプターに結合でき、そして支持体又は隣接細胞に機械的に付着できる。細胞付着を促進することに加え、適当な付着分子は細胞移動及び細胞分化（それは内皮細胞による毛細管の形成を含む）を含むその他の細胞応答を促進しうる。本発明において利用する好適な接着分子には支持体接着分子(SAM)、例えばタンパク質ラミニン、フィブロネクチン、コラーゲン、ビトロネクチン及びテナスシン、並びにSAMに由来する接着ペプチド又は機能性合成類似体が含まれる。その他の適当な接着分子には細胞間接着分子(CAM)、例えばＮ−カドヘリン及びＰ−カドヘリンが含まれる。親（即ち、天然）接着タンパク質は一般に細胞表層レセプターに結合し、そして親付着細胞の細胞付着、移動及び分化活性を供する１又は複数の活性ペプチドドメインを有する。これらのドメインは特定のアミノ酸配列より成り、そのいくつかは合成され、そして内皮細胞の付着を促進することが報告されている。このようなドメイン及びこのドメインの機能性類似体は接着ペプチドと呼ばれている。所望するには、本発明において利用する接着ペプチドはそのアミノ酸配列において約３〜約30個のアミノ酸残基を有する。フィブロネクチン由来の接着ペプチドには、限定することなく、RGD(arg-gly- asp)，REDV（arg-glu-asp-val）、及びC/H-V(WQPPRARI又はtrp-gln-pro-pro-arg -ala-arg-ile)が含まれる。ラミニン由来の接着ペプチドには、限定することなくYIGSR（tyr-ile-gly-ser-arg）及びSIKVAV(ser-ile-lys-val-ala-val)及びF-9 (RYVVLPRPVCFEKGMNYTVR又はarg-tyr-val-val-leu-pro-arg-pro-val-cys-phe-glu -lys-gly-met-asn-tyr-thr-val-arg)が含まれる。IV型コラーゲン由来の接着ペプチドには、限定することなく、Hep-III(GEFYFDLRLKGDK又はgly-glu-phe-tyr-p he-asp-leu-arg-leu-lys-gly-asp-lys)が含まれる。表層支持物品により担持される接着分子の密度は内皮細胞接着及び移動を促進するのに十分であるべきである。この密度は複数の異なる分子タイプ及び／又は複数の特定タイプの分子の形態で提供し得る。例えばRGDはcm²当り0.001フェトモル(10^-18mole)において固定化したときに内皮細胞付着及び拡布を促進できる。これは接着分子の最少限の所望される密度である（例えばMassia，S.P．and J .A.Hubbell，「An RGD Spacing of 440nm Is Sufficient for Integrin ａ_Vβ₃ -mediated Fibroblast Spreading and 140nm for Focal Contact and Stress Fi ber Formation」J.Cell Biol ．114：1089-1100(1991)を参照のこと。また、隣接接着分子を架橋することにより供されるコーティングを作製するにははるかに高い密度が必要とされる。このアプローチはcm²当り約10^-10〜10^-9モルのペプチド又は10^-12〜10^-11モルのタンパク質であろう支持表層上の接着分子の１〜10枚の単層を必要とする。従って、所望には接着分子の密度は生物材料のcm²当り約10^- ¹⁸ 〜約10^-9モルの接着分子に範囲するであろう。固定化好ましくは、この接着分子は２通りの手法のいづれかにより孔質物品に共有結合している。一の態様において、この接着分子は生物材料表面に共有結合している。別の態様において、この接着分子はその架橋化ネットワークを供するようにして隣接接着分子に共有結合しており、そのネットワークは生物材料の連続孔質内に物理的捕捉されている。好適な物品は移植後に有効な活性を供する形態で、又は上記の細胞培養条件で付着接着分子を供する。所望するには、いづれかの手法による共有結合は潜反応基により達成される。接着分子が生物材料表面に共有結合している態様においては、これらの分子は連結基を介して表層に共有連結されており、その連結基は表層に対する共有結合のために使用される潜反応基の残基を含む。別の好適な態様において、接着分子のコーティングは隣接接着分子の共有連結により作製され、架橋化接着分子のネットワークは生物材料の孔内に物理的に捕捉される。好ましくは、適当な密度の接着分子は、内皮細胞が付加及び移動できる接着分子の連続表層が供されるように材料表層上に均一且つ均質に分散している。本明細書において用いる語「潜反応基」は、活性種生成に委ねられ、隣接分子又は生物材料表層に対する共有結合を供するような特異的な外部エネルギー源に応答する化学基を意味する。好適な基はそれらがかかる特性を保持する条件下で保存されるよう十分に安定である。例えば、引用することで本明細書に組入れる米国特許第5,002,582号を参照のこと。潜反応基は様々な電磁スペクトル領域に応答するように選定し得、それらは紫外光及び可視スペクトル領域に対して応答する（本明細書では「光反応」が特に好適と言及する）。潜反応基は特定の適用外部刺激因子に応答して活性種生成を供し、同一又は異なる分子により供されるが如き、隣接化学構造体に対して共有結合する。潜反応基は共有結合が保存条件下では変化しないが、外部エネルギー源による活性化により、その他の分子との共有結合を形成する分子内の原子図である。潜反応基は、外部電気、電磁又は動力（熱）エネルギーの吸収により活性種、例えばフリーラジカル、そして特にニトレン、カルベン、及び励起状ケトンを生成する。潜反応基は様々な電磁スペクトル領域に対して応答性となるように選定され、そして例えば紫外線及び可視スペクトル領域に対して応答性である潜反応基が好ましく、そして本明細書では時折り「光化学基」と呼んでいる。光反応性アリールケトン、例えばアセトフェノン及びベンゾフェノン、又はその誘導体が好ましく、なぜならその官能基は一般に本明細書記載の活性化／不活性化／反応サイクルを経ることが容易にできるからである。ベンゾフェノンは極めて好ましい光反応基であり、なぜならそれは三重項状態へのシステム間架橋を経る励起された単項状態の初期形成により光化学励起できるからである。励起三重項状態は水素原子の引き抜き（例えば支持表層からの）により炭素−水素結合に挿入され得、これによりラジカル対を形成する。ラジカル対のその後の崩壊は新たな炭素−炭素結合の形成に結びつく。反応基（例えば炭素−水素）が結合のために有効でないなら、ベンゾフェノン基の紫外光誘導励起は可逆性となり、そして分子はエネルギー源の排除により基底状エネルギーレベルにもどる。光活性化性アリールケトン、例えばベンゾフェノン及びアセトフェノンは特に重要であり、なぜならこれらの基は水の中で多重反応し得、それ故高いコーティング効率を供するからである。従って、光反応性アリールケトンが特に好ましい。アジドは潜反応基の好適なクラスを構成し、そしてアリールアジド（C₆R₅N₃）、例えばフェニルアジド、そして特に４−フルオロ−３−ニトロフェニルアジド、アシルアジド（-CO-N₃）、例えばベンゾイルアジド及びｐ−メチルベンゾイルアジド、アジドホルメート（-O-CO-N₃）、例えばエチルアジドホルメート、フェニルアジドホルメート、スルホニルアジド(-SO₂-N₃)、例えばベンゼンスルホニルアジド、並びにホスホリルアジド((RO)₂ PON₃)、例えばジフェニルホスホリルアジド及びジエチルホスホリルアジドが含まれる。ジアゾ化合物は別のクラスの潜反応基を構成し、そしてジアゾアルカン (-CHN₂)、例えばジアゾメタン及びジフェニルジアゾメタン、ジアゾケトン（-CO -CHN₂）、例えばジアゾアセトフェノン及び１−トリフルオロメチル−１−ジアゾ−２−ペンタノン、ジアゾアセテート（-O-CO-CHN₂）、例えばｔ−ブチルジアゾアセテート及びフェニルジアゾアセテート、並びにベータ−ケト−アルファ− ジアゾアセテート(-CO-CN₂-CO-O-)、例えばｔ−ブチルアルファ−ジアゾアセトアセテートが含まれる。その他の潜反応基には脂肪族アゾ化合物、例えばアゾビスイソブチロニトリル、ジアジリン(-CHN₂)、例えば３−トリフルオロメチル−３−フェニルジアジリン、ケテン(-CH=C=O)、例えばケテン及びジフェニルケテンが含まれる。ペルオキシ化合物は別のクラスの潜反応基と考えられ、そしてジアルキルペルオキシド、例えばジ−ｔ−ブチルペルオキシド及びジシクロヘキシルペルオキシド、並びにジアシルペルオキシド、例えばジベンゾイルペルオキシド及びジアセチルペルオキシド、並びにペルオキシエステル、例えばエチルペルオキシベンゾエートが含まれる。潜反応基の活性化により、コーティング接着分子は互いに対して、及び／又は材料表層に対して、潜反応基の残部を介する共有結合により共有結合している。典型的な潜反応基及び活性化によるその残基を下記に示す。本発明において有用な接着分子は所望には接着分子当り平均して２個以上、そして好ましくは３個以上の潜反応基を有する。隣接分子間の架橋はそれぞれ２個以上の潜反応基を有する接着分子の利用を通じて形成し得る。かかる架橋は物品の孔内での接着分子の保持を補助する。内皮化毛細管内皮化を促進する表層の能力はin vivo又はin vitroのいづれかの任意の適当な方法で決定できる。好適な決定は本明細書に記載のラット「脂肪パッド」として知られるアッセイを実施することにより成し遂げた。in v ivoアッセイを利用し、内皮化は一般に特定の生物材料及び物品について評価する（共に、固定化接着分子を有するときと有さないとき）。本発明のコーティングなしの移植可能物品は毛細管内皮化をほとんど又は全く示さないことが見い出せた。一方、本発明の物品は一般に、未コーティングコントロールと比べ、生物材料の組織接触表層（孔を含む）上に存在する内皮細胞又は毛細管の数において２倍以上、そして好ましくは３倍以上の増大を示した。本発明は複数の接着分子による材料表層のコーティングにより物品に至る内皮化を改善する。上述の通り、孔質物品に至る毛細管内皮化は孔への内皮細胞の移動、内皮細胞の増殖を、毛細管の管状構造に至る形成を伴って又は伴わないで、促進する状況を包括する。本発明を下記の非限定例により更に例示する。実施例例１接着分子の固定化以下に詳細の通り、商業起源から３種の接着分子（フィブロネクチン、ラミニン及びIV型コラーゲン）を入手し、そして光活性化性潜反応基の共有付加により光誘導化した。次いでタンパク質を延伸ポリテトラフルオロエチレン(ePTFE)より成る孔質性移植物品に添加した。このタンパク質に照射を施し、光反応性潜反応基を活性化し、そしてePTFE物品への共有固定化を供した。 ePTFEは低含有量の引き抜き可能水素を有する。従って、接着分子をePTFEに光固定するメカニズムに隣接接着分子の架橋を介して主に起こるものと信じられている。換言すれば、接着分子の共有架橋ネットワークはePTFEの孔内での物理捕捉を介して固定化される。材料。ヒト血清フィブロネクチンはAlpha Therapeutic Corporation，Los Ang eles，CAより入手した。Engelbreth-Holm-Swarmマウス腫瘍細胞から生成されたラミニンはCollaborative Biomedical Products，Bedford，MAより入手した。ヒト胎盤IV型コラーゲンはSigma Chemical Co.，St.Louis，MOより入手した。６mm 又は10mmの内径、約0.3mm〜約0.4mmの壁厚、30μｍの結節間距離を有し、そして外装のないePTFE人工血管はIMPRA，Inc.，Tempe，AZより入手した。「80S10TW」として知られる材料（長さ80cm、内径10mm、直線状、薄壁）を上記のコーティング化ディスクを製造及び評価するために用いた。ヘテロ二価架橋剤の合成。ヘテロ二価架橋剤(BBA-EAC-NOC)を合成し、そして各タンパク質の光誘導化のために使用した。BBA-EAC-NOSは一端にベンゾフェノン光活性化性基(ベンゾイル安息香酸、BBA)、中央にスペーサー(エプシロンアミノカプロン酸、EAC)、そして他端にアミン反応性熱化学カップリング基（Ｎ−オキシスクシニミド「NOS」）を有する。BBA-EACは４−ベンゾイルベンゾイルクロリド及び６−アミノカプロン酸より合成した。次いでBBA-EACのNOSエステルをＮ −ヒドロキシスクシミドによるカルボジイミド活性化によるBBA-EACのカルボキシ基のエステル化により合成し、BBA-EAC-NOSが得られた。接着分子の光誘導化及び放射能ラベリング。フィブロネクチン、ラミニン及び IV型コラーゲンをそれぞれBBA-EAC-NOSのNOSエステルを介してタンパク質上の第一アミンを共有カップリングすることにより光誘導化した。BBA-EAC-NOSをタンパク質１mole当り10〜15 moleのBBA-EAC-NOSの比で加えた。光誘導化後、各光誘導化タンパク質のアリコートを、ePTFE上に光固定化されたタンパク質の量を定量するうえで使用するためのトリチウムにより放射能ラベリングした。放射能ラベリング手順はまず各タンパク質上のアミン５mole当り１ moleのホルムアルデヒドを添加することより成る。得られるシック塩基を次にタンパク質のアミン20mole当りナトリウムボロヒドリド(４〜20キューリー／mmole )１moleにより還元する。過剰の放射能ラベルは透析により除去した。 ePTFE に対する光誘導化接着分子の共有結合。光誘導化タンパク質の溶液をePT FEに加え、室温で２時間吸着させ、そして320〜340nmで照射してBBA成分を活性化し、共有結合を生成した。ラミニン及びフィブロネクチンをePTFEのcm²当り25 μｇのタンパク質にて加え、そしてIV型コラーゲンはePTFEのcm²当り100μｇのタンパク質にて加えた。照射後、カップリングしなかったタンパク質を１％のTw een20を含むリン酸緩衝食塩水(PBS)で一夜サンプルを洗うことにより除去した。 PBS／Tween20洗浄後、サンプルを70％のエタノール中で20分浸漬することにより滅菌した。残留Tween20及びエタノールを無菌PBSによる洗浄で除去した。 ePTFE 上のタンパク質の固定化レベル。トリチウムラベル化タンパク質をePTFE 上のタンパク質の固定化レベルを定量するために用い、ここで各トリチウム化タンパク質の光誘導の後（光固定化を介して固定化されたタンパク質の量を定量するため）、又は光誘導の前（吸着を介して固定化されたタンパク質の量を定量するため）のいづれかにて適用した。表１に示す通り、高めの各タンパク質レベルが吸着よりも光化学を介して固定化され、対応の差はラミニンでは2.5倍、IV型コラーゲンでは14倍、そしてフィブロネクチンでは 1.6倍であった。このような条件下で、光固定化した各添加光・タンパク質のパーセンテージ（％カップリング有効率）は2.0〜9.4に範囲した。表１ ePTFE上に固定化されたトリチウム化接着分子のレベル。固定化タンパク質レベルは３重測定の平均として示す。S.E.M.は平均標準誤差を示す。例２細胞培養評価固定化接着分子のin vitro生物活性。直径1.4cmのePTFEディスクに上記のプロトコールを利用して非トリチウム化光誘導タンパク質をコーティングした。次いでそれらを、血管内皮細胞の増殖を支持するその能力を決定するアッセイにおいてin vitroで生物活性について評価した。非コーティングePTFEディスクをコントロールとして評価し、そして残りのディスクはラミニン、IV型コラーゲン又はフィブロネクチンのいづれかによりコーティングした。４タイプのディスクそれぞれを24穴細胞培養プレートの個々のウェルに入れ、ウェル当り1500細胞の仔牛肺内皮細胞(American Type Culture Collection．R ockville，MDより入手したCPAE細胞)を播種し、そしてAmerican Type Culture C ollectionに記載の標準細胞培養条件下で培養した。培養６日後、各ウェル中の細胞の相対数をテトラゾリウム代謝色素を利用して決定した。テトラゾリウム色素(MTT)が細胞に添加されると、生存細胞の代謝活性は添加MTTを有色生成物に変換させ、発色の度合いは存在する生存細胞数に比例する。MTT代謝の有色生成物は570nmの光を吸収するため、各ePTFEディスク上で増殖する細胞の相対数は各ディスク上の細胞を可溶化し、そしてMosmann，T. ，「Rapid Colorimetric Assay for Cellular Growth and Survival：Applicati on to Proliferation and Cytotoxicity Assays」J.Immunol.Method ．65：55-63 (1983)に記載の通りにして光度計で570nmにて得られる溶液の吸収を測定することにより定量できる。表２は各タイプのタンパク質でコーティングしたePTFEが、未コーティングコントロールと比べ、19倍以上の数の内皮細胞を支持することを示す。各光・固定化タンパク質は類似の内皮細胞増殖レベルを促進することがわかり、これは上記の通りその他の者により報告される結果と一致する。表２光固定化タンパク質で事前にコーティングしたePTFE上の内皮細胞の増殖。相対細胞数は570nmで測定したテトラゾリウム色素(MTT)の吸収で表示し、４重測定の平均及び平均標準誤差（S.E.M.）を示す。吸着又は光固定化タンパク質で事前コーティングされたePTFE上のCPAE細胞の増殖を直接比較するために類似の実験を実施した。フィブロネクチン及びコラーゲンの固定化レベルは表１に報告のものと類似し、そしてコーティング化ePTFE サンプルを表２に記載の通りCPAE細胞の増殖について評価した。細胞増殖結果は、吸着タンパク質で見い出せた細胞増殖のレベルが未コーティングサンプルについて観察されたものとは統計学的な差がないという驚くべきことを示した。一方、光固定化タンパク質は、未コーティングコントロールより高く、且つ表２の光固定化タンパク質のそれと同等なCPAE増殖を一貫して促進せしめた。何ら理論に拘束されるわけでもないが、吸着タンパク質はCPAE細胞によりePTFEから除去され、それ故未コーティングePTFEと同等な表層を供してしまう。一方、共有固定化（光固定化）タンパク質はCPAE細胞により除去されず、そして細胞増殖のための安定な表層を供する。更に、かかる共有固定化タンパク質の改善された安定性は苛酷なin vivo環境に曝露した後もかかるコーティングの安定性を同様に高めた。例３ラットモデルにおけるコーティング化ｅＰＴＦＥへの毛細管内皮化ラットの精巣上体脂肪パッド移植系。本出願人は本発明の接着分子は孔質移植物品への内皮化を促進するために支持体に強く、例えば共有的に結合すべきであることを見い出した。ヒト適用にとって必要な内皮化レベルに一層近づくため、そして様々な態様の性能を推測するため、適当な動物移植系が使用できる。患者において本発明を使用すべきほとんどの物品（例えば人工血管）は皮下又は類似の部位に移植される。かかる部位は一般に大量のアジポース組織を有する。換言すれば、かかるアジポース組織中に存在する往々にして90％以上の細胞が微小血管内皮細胞であり、残りの細胞のほとんどがアジポース細胞である（例えば、Wi lliams，S.K.，T.F.Wang，R.Castrillo and B.E.Jarrell，「Liposucion-derive d Human Fat Used for Vascular Graft Sodding Contains Endothelial Cells a nd Not Mesothelial Cells as the Major Cell Type」J.Vasc.Surg.19：916-923 (1994)を参照のこと）。ヒトとは異なり、動物の皮下部位はアジポース組織をほとんど含まず、わずかな微小血管内皮細胞及び多数の線維芽細胞を一般に含む（Williams，S.K．and L .B.Kleinert，「Differential Healing of ePTFE Implants in Subcutaneous Ve rsus Adipose Tissue」pp 74-75 Symposium Notebook for Surfaces in Biomate rials Symposium held in Scottsdale，AZ(September7-10，1994))。しかしながら、ラットの精巣上体脂肪は細胞含有物においてヒト皮下脂肪に近い形態を有する。更に、ラット精巣上体脂肪パッド由来の微小血管内皮細胞はヒト皮下アジポース組織からの微小血管内皮細胞のために利用されるものと類似の手順を利用して単離及び培養できる。以下はTucsonのアリゾナ大学のStuart Williams博士により開発されたプロトコールであり、そして動物モデルにおける本発明のコーティング化物品の評価のために本明細書に組込まれる。移植片プロトコール。18匹の成スプラーグ・ドーリー・ラットに表２に記載のようにコーティングしたePTFEの直径１cmのディスクを移植した。また、表２記載の４通りのサンプルを評価した（即ち、未コーティングコントロール、及び３種の光固定化タンパク質のそれぞれ（ラミニン、IV型コラーゲン及びフィブロネクチン）。移植外科のため、各ラットを50mg／kgのNembutal（登録商標）で麻酔し、中央腹部切開を設け、そして各精巣上体脂肪パッドの遠位部分を外科曝露した。各脂肪パッドの漿膜層を切り、そして各脂肪パッドの中に一枚のePTFEディスクを挿入した。従って、各ラットは２枚のePTFEディスクを受容した。このePT FEディスクを、各ディスクの周囲の脂肪を縫合することにより固定し、そして腹部切開を閉じた。４通りのコーティングバリエーションそれぞれを９匹のラットに移植し、ここで各ラットにおいて移植した２通りのバリエーションはランダムとした。６匹のラット（それぞれコーティングバリエーションを有する３枚のディスクを含む）をそれぞれ１，３及び５週目に殺した。ディスク及び周囲精巣上体組織を外植し、そして組織学及び免疫細胞化学の用意をした。組織学。ePTFE及び周囲組織の各サンプルをリン酸緩衝食塩水（pH7.4）中の４％のパラホルムアルデヒドで固定し、パラフィンに包埋し、切片化し、脱パラフィンし、そして染色してePTFEの孔内での細胞増殖を可視化させた。ヘマトキシリン及びエオシン(H & E)で染色した切片はフィブロネクチン又はラミニンでコーティングされたePTFEディスク内の大量の毛細管を示した。しかしながら、 IV型コラーゲンでコーティングしたディスク又は未コーティングコントロールディスクでは少なめの毛細管が観察された。 H & Eは内皮細胞といくつかのその他の細胞との区別のために用いられているため、血管内皮細胞に特異的な免疫細胞化学染色を、毛細管と思われる構造(H & E染色)が実際に内皮細胞より成るのかを確認するために用いた。免疫細胞化学手順であってレクチングリフォニアにより染色されうる血管内皮細胞内の固有細胞表層炭水化物の存在を頼りとするものを利用した（例えば、Christy，J.P.，F .M.Lupinetti，A.H.Mardan and S.A.Thompson，「Endothelial Cell Viability in the Rat Aortic Wall」Ann.Thorac.Surg ．51：204-207(1991)を参照のこと。染色手順は組織切片をフルオレセインラベル化グリフォニアと反応させ、そして蛍光顕微鏡を用いて蛍光を示す細胞を同定することとを含む。この研究のため、グリフォニア上の蛍光基をフルオレセインイソチオシアネート（FITC）とした。フルオレセインラベル化グリフォニアによる染色は２通りの有意義な結果を供した。第一に、そのアッセイはH & E染色で評価したときに毛細管と思われる管状構造が事実内皮細胞より成ることを確証した。未コーティングディスク、対、各タンパク質コーティングを有するものの中に存在する毛細管の相対数を表３に示し、そしてフィブロネクチン又はラミニンでコーティングしたePTFEの中に増殖する毛細管の数は、未コーティングディスク又はIV型コラーゲンでコーティングしたディスクの中へのそれより３〜４倍多いことが示された。第二に、このアッセイは、毛細管を形成しない追加の内皮細胞の存在、並びに数多くのその他の内皮細胞がIV型コラーゲンでコーティングしたePTFEディスクの孔には存在するがコントロール（未コーティング）ディスク又はフィブロネクチンもしくはラミニンでコーティングしたディスクにおいては存在しないことを確証した。このデーターは、１）未コーティングePTFEディスクは内皮細胞及び毛細管の内成長をわずかに促進する；２）IV型コラーゲンでコーティングしたePTFEは内皮細胞の内成長を促進するが、このような内皮細胞のほとんどが毛細管を形成しない；そして３）フィブロネクチン又はラミニンでコーティングしたePTFEは内皮細胞の内成長を有意義なレベルの毛細管形成を伴って促進する；、ことの所見を裏付けた。表３ラット脂肪パッドに５週間移植したコーティングePTFEサンプルへの毛細管の内成長。毛細管は400×400ミクロン(0.16cm²)の顕微鏡領域において数え、そして0.16mm²当りの数から１mm²当りの数へと換算した。平均は５〜９回の測定の平均とした。S.E.M.は平均標準誤差である。移植片壁への毛管管内皮化はin vivo経壁内皮化の過程における重要な要素であるため、ラットの精巣上体脂肪パッドに移植したePTFEディスクへの毛細管内皮化を促進できるコーティングは動脈に移植した介在移植片の経壁内皮化を促進するものと予測できる。本実施例は接着タンパク質が、単純な吸着により観察されるものよりも有意に高いレベルでePTFEに共有結合できることを示す。これらは各光固定化タンパク質がin vitroで内皮細胞増殖を同様に19倍高めることも示した。最後に、本実施例は、IV型コラーゲンでなく、フィブロネクチン及びラミニンがin vitroで有意に高い毛細管内皮化を供することを示した。

【手続補正書】【提出日】平成１２年４月２６日（２０００．４．２６）【補正内容】請求の範囲１．不溶性合成ポリマー、金属及びセラミックスから成る群から選ばれる硬質の孔質性生物材料から形成され、且つフィブロネクチン、ラミニン及びコラーゲン並びにその活性ペプチドドメインから成る群から選ばれる固定化接着分子を担持する表層を担う移植可能医療物品を含んで成る製品であって、ここで当該接着分子は互いと又は前記生物材料の表層に対し、当該接着分子に共有結合した１又は複数の光反応性基の活性化を介して結合されており、ここで当該光反応性基は光反応性アリールケトン、アジド、ジアジリン、ケテン及びジアゾ化合物から成る群から選ばれ、当該接着分子は当該物品のin vivoでの毛細管内皮化を促進するのに適切な量で前記表層上に直接供与されており、ここで当該接着分子は細胞表層に結合することができ、そして前記生物材料はそれを通じるチャンネル又は通路が供される程に孔質性であり、且つ毛細管のそれを通じる成長を可能にするのに十分な寸法を有するものである、製品。２．前記生物材料が約５μｍ〜約１mmの平均直径を有する孔を供する、請求項１記載の製品。３．前記生物材料がテトラフルオロエチレンポリマー、芳香族／脂肪族ポリエステル樹脂、ポリウレタン及びシリコーンゴムから成る群から選ばれる、請求項２記載の製品。４．前記テトラフルオロエチレンポリマーが延伸膨張ポリテトラフルオロエチレン(ePTFE)を含んで成り、前記芳香族／脂肪族ポリエステル樹脂がポリエチレンテレフタレート（「PET」）又はポリ（ブチレンテレフタレート（「PBT」）を含んで成り、そして前記シリコーンゴムが熱硬化型ゴム又はシリコーンエラストマーを含んで成る、請求項３記載の製品。５．前記延伸膨張ポリテトラフルオロエチレンが10〜300ミクロン程度の結節間距離を有する、請求項４記載の製品。６．前記光反応性基がアセトフェノン及びベンゾフェノンから成る群から選ばれるアリールケトンを含んで成る、請求項１記載の製品。７．前記製品が人工血管の形態にある、請求項１記載の製品。８．移植可能医療物品を製造する方法であって：（ａ）表層を担う硬質の孔質性生物材料から形成された移植可能物品を用意し、ここで当該生物材料はそれを通じるチャンネル又は通路が供される程に孔質性であり、且つ毛細管のそれを通じる成長を可能にするのに十分な寸法を有するものであり；（ｂ）前記表層をフィブロネクチン、ラミニン、コラーゲン及びその活性ペプチドドメインから成る群から選ばれる接着分子と接触させ、ここで当該接着分子は光反応性アリールケトン、アジド、ジアジリン、ケテン及びジアゾ化合物から成る群から選ばれる１又は複数の潜光反応性基を担持しており；そして（ｃ）当該接着分子を当該物品のin vivoでの毛細管内皮化を促進するのに適切な量で互いと又は前記表層に対して結合させることにより当該接着分子を固定するために前記光反応性基を活性化させる；工程を含んで成る方法。９．前記生物材料が約５μｍ〜約１mmの平均直径を有する孔を供する、請求項８記載の方法。 10．前記生物材料がテトラフルオロエチレンポリマー、芳香族／脂肪族ポリエステル樹脂、ポリウレタン及びシリコーンゴムから成る群から選ばれる、請求項９記載の方法。 11．前記テトラフルオロエチレンポリマーが延伸膨張ポリテトラフルオロエチレン(ePTFE)を含んで成り、前記芳香族／脂肪族ポリエステル樹脂がポリエチレンテレフタレート（「PET」）又はポリ（ブチレンテレフタレート（「PBT」）を含んで成り、そして前記シリコーンゴムが熱硬化型ゴム又はシリコーンエラストマーを含んで成る、請求項10記載の方法。 12．前記延伸膨張ポリテトラフルオロエチレンが10〜300ミクロン程度の結節間距離を有する、請求項11記載の方法。 13．前記光反応性基がアセトフェノン及びベンゾフェノンから成る群から選ばれるアリールケトンを含んで成る、請求項８記載の方法。 14．前記製品が人工血管の形態にある、請求項８記載の方法。 15．下記の工程：（ａ）表層を担う硬質の孔質性生物材料から形成された移植可能物品を用意し、ここで当該生物材料はそれを通じるチャンネル又は通路が供される程に孔質性であり、且つ毛細管のそれを通じる成長を可能にするのに十分な寸法を有するものであり；（ｂ）前記表層をフィブロネクチン、ラミニン、コラーゲン及びその活性ペプチドドメインから成る群から選ばれる接着分子と接触させ、ここで当該接着分子は光反応性アリールケトン、アジド、ジアジリン、ケテン及びジアゾ化合物から成る群から選ばれる１又は複数の潜光反応性基を担持しており；そして（ｃ）当該接着分子を当該物品のin vivoでの毛細管内皮化を促進するのに適切な量で互いと又は前記表層に対して結合させることにより当該接着分子を固定するために前記光反応性基を活性化させる；を含んで成る方法により製造された移植可能医療物品。 16．前記生物材料が約５μｍ〜約１mmの平均直径を有する孔を供する、請求項 15記載の物品。 17．前記生物材料がテトラフルオロエチレンポリマー、芳香族／脂肪族ポリエステル樹脂、ポリウレタン及びシリコーンゴムから成る群から選ばれる、請求項 16記載の物品。 18．前記テトラフルオロエチレンポリマーが延伸ポリテトラフルオロエチレン (ePTFE)を含んで成り、前記芳香族／脂肪族ポリエステル樹脂がポリエチレンテレフタレート（「PET」）又はポリ（ブチレンテレフタレート（「PBT」）を含んで成り、そして前記シリコーンゴムが熱硬化型ゴム又はシリコーンエラストマーを含んで成る、請求項17記載の物品。 19．前記延伸膨張ポリテトラフルオロエチレンが10〜300ミクロン程度の結節間距離を有する、請求項18記載の物品。 20．前記光反応性基がアセトフェノン及びベンゾフェノンから成る群から選ばれるアリールケトンを含んで成る、請求項15記載の物品。 21．前記製品が人工血管の形態にある、請求項15記載の物品。

Claims

【特許請求の範囲】１．移植可能な医療物品を含んで成る製品であって、当該物品がin vivoでこの物品の毛細管内皮化を促進するのに適切な量及びタイプの固定化接着分子を担持する表層を担う硬質孔質性生物材料より成る、製品。２．前記製品が人工血管の形状にある、請求項１記載の製品。３．前記生物材料がテトラフルオロエチレンポリマー、芳香族／脂肪族ポリエステル樹脂、ポリウレタン及びシリコーンゴムより成る群から選ばれる、請求項２記載の製品。４．前記テトラフルオロエチレンポリマーがePTFEを含んで成り、前記芳香族／脂肪族ポリエステル樹脂がポリエチレンテレフタレート（「ePET」）又はポリ (ブチレンテレフタレート)(「ＰＢＴ」)を含んで成り、そして前記シリコーンゴムが熱硬化型ゴム又はシリコーンエラストマーを含んで成る、請求項３記載の製品。５．前記生物材料がePTFEである、請求項３記載の製品。６．前記接着分子がフィブロネクチン、ラミニン、コラーゲン及びその活性ペプチドドメインより成る群から選ばれる、請求項２記載の製品。７．前記接着分子がフィブロネクチン、ラミニン、コラーゲン及びその活性ペプチドドメインより成る群から選ばれる、請求項５記載の製品。８．前記ePTFEが10〜300ミクロン程度の結節間距離を有する、請求項５記載の製品。９．移植可能医療物品を製造するための方法であって：ａ）表層を担う硬質孔質性生物材料より成る移植可能物品を用意する；ｂ）前記表層を１又は複数の潜光反応性基を有する接着分子と接触させる；そしてｃ）前記光反応性基を活性化して前記表層に対して前記接着分子を固定化し、 in vivoでの前記物品の毛細管内皮化を促進する；工程を含んで成る方法。 10．移植可能医療物品を利用する方法であって：ａ）表層を担う硬質孔質性生物材料より成る移植可能物品を用意する；ｂ）前記表層を１又は複数の潜光反応性基を有する接着分子と接触させる；ｃ）前記光反応性基を活性化して前記表層に対して前記接着分子を固定化し、 in vivoでの前記物品の毛細管内皮化を促進する；そしてｄ）前記物品を身体組織又は体液と接触するように移植する；工程を含んで成る方法。１１．ａ）表層を担う硬質孔質性生物材料より成る移植可能物品を用意する；ｂ）前記表層を１又は複数の潜光反応性基を有する接着分子と接触させる；そしてｃ）前記光反応性基を活性化して前記表層に対して前記接着分子を固定化し、 in vivoでの前記物品の毛細管内皮化を促進する；工程を含んで成る方法により製造された移植可能医療物品。 12．ａ）表層を担う硬質孔質性生物材料より成る移植可能物品を用意する；ｂ）前記表層を１又は複数の潜光反応性基を有する接着分子と接触させる；そしてｃ）前記光反応性基を活性化して前記表層に対して前記接着分子を固定化し、in vivoでの前記物品の毛細管内皮化を促進する；工程を含んで成る方法により製造可能な移植可能医療物品。