JP2003024351A - ハイブリッド人工血管 - Google Patents
ハイブリッド人工血管Info
- Publication number
- JP2003024351A JP2003024351A JP2001219682A JP2001219682A JP2003024351A JP 2003024351 A JP2003024351 A JP 2003024351A JP 2001219682 A JP2001219682 A JP 2001219682A JP 2001219682 A JP2001219682 A JP 2001219682A JP 2003024351 A JP2003024351 A JP 2003024351A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- hybrid
- blood vessel
- artificial blood
- smcs
- pressure
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
Abstract
(57)【要約】
【課題】 柔軟性を維持しつつ、高圧負荷条件下でも使
用でき、しかも非血栓形成性の高性能な人工血管の提
供。 【解決手段】 本発明は、血管内皮細胞からなる内層２
と、該内層２上に設けられたコラーゲンに平滑筋細胞を
埋め込んでなる中間層３と、該中間層３上に設けられ微
細孔を持った合成樹脂からなる外層４とを含むことを特
徴とするハイブリッド人工血管１を提供する。
用でき、しかも非血栓形成性の高性能な人工血管の提
供。 【解決手段】 本発明は、血管内皮細胞からなる内層２
と、該内層２上に設けられたコラーゲンに平滑筋細胞を
埋め込んでなる中間層３と、該中間層３上に設けられ微
細孔を持った合成樹脂からなる外層４とを含むことを特
徴とするハイブリッド人工血管１を提供する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、外科手術で用いら
れる人工血管に関し、更に詳細には柔軟性を維持しつ
つ、高圧負荷条件下でも使用でき、しかも非血栓形成性
の高性能な人工血管に関する。
れる人工血管に関し、更に詳細には柔軟性を維持しつ
つ、高圧負荷条件下でも使用でき、しかも非血栓形成性
の高性能な人工血管に関する。
【０００２】
【従来の技術】小口径人工血管は、埋植の初期段階で材
料表面に形成される血栓による閉塞により、或いは極端
な組織の過形成による狭窄等により詰まり易い。この欠
点を解消するための有効な手段として、延伸ポリ（テト
ラフルオロエチレン）（ｅＰＴＦＥ）又はポリエステル
繊維で作られた臨床的に用いる人工血管の移植に先立っ
ての内皮化（endothelialization）がある。実際に、完
全に内皮化した単層からなる内層を持つハイブリッド血
管が非血栓形成性であるという明確な証拠が提供されて
いる（Herringら（Herring, M.; Gardner, A.; Glover,
J., Surgery 84:498-504; 1978）、Williamsら（Willi
ams, S.; Rose, D.; Jarrell, B., J. Biomed. Mater.
Res. 28:203-212; 1994）、Meihartら（Meihart, J.; D
eutsch, M.; Zilla, P., ASAIO J. 43(2): M515-21; 19
97）参照)。最近の論文によれば、大腿膝窩動脈の再構
成における内皮化したｅＰＴＦＥ移植血管の７年の臨床
的開存率が、静脈移植のそれに匹敵する約７４％であっ
たことが報告されている（Meihartら、上記）。これ
は、内皮化していない移植血管の移植後７年の時点での
開存率ゼロ％と顕著な相違を見せている。
料表面に形成される血栓による閉塞により、或いは極端
な組織の過形成による狭窄等により詰まり易い。この欠
点を解消するための有効な手段として、延伸ポリ（テト
ラフルオロエチレン）（ｅＰＴＦＥ）又はポリエステル
繊維で作られた臨床的に用いる人工血管の移植に先立っ
ての内皮化（endothelialization）がある。実際に、完
全に内皮化した単層からなる内層を持つハイブリッド血
管が非血栓形成性であるという明確な証拠が提供されて
いる（Herringら（Herring, M.; Gardner, A.; Glover,
J., Surgery 84:498-504; 1978）、Williamsら（Willi
ams, S.; Rose, D.; Jarrell, B., J. Biomed. Mater.
Res. 28:203-212; 1994）、Meihartら（Meihart, J.; D
eutsch, M.; Zilla, P., ASAIO J. 43(2): M515-21; 19
97）参照)。最近の論文によれば、大腿膝窩動脈の再構
成における内皮化したｅＰＴＦＥ移植血管の７年の臨床
的開存率が、静脈移植のそれに匹敵する約７４％であっ
たことが報告されている（Meihartら、上記）。これ
は、内皮化していない移植血管の移植後７年の時点での
開存率ゼロ％と顕著な相違を見せている。
【０００３】一方、吻合部閉塞の主な原因として考えら
れ、且つ移植後の長時間経過後に発生する内膜の過形成
は、多くの要因が複雑に影響を及ぼしている。四半世紀
以上前から、小口径人工移植血管と本来の動脈との間に
「コンプライアンスミスマッチ」との概念が、移植血管
の能力に不利益であることが論じられている（Bairdら
（Baird, R.N.; Abbott, W.M., Lancet 2:948-50; 197
6）、Abbotら（Abbot,W.M.; Megerman, J.; Hasson, J.
E.; L'Italien, G.; Warnock, O.F., J. Vasc.Surg. 5
(2):376-382; 1987）参照）。「コンプライアンスミス
マッチ」は、流体力学的な血流分離又は停滞ゾーンを発
生させ（Matsumotoら（Matsumoto, T.;Naiki, T.; Haya
shi, K., Biomed. Mater. Eng. 2:171-183; 1992）、We
stonら（Weston, M.W.; Rhee, K., Tarbell, J.M., J.
Biomech. 29(2): 187-198; 1996）参照）、また吻合末
端側での応力集中をもたらす（Rheeら（Rhee, K.; Tarb
ell, J.M., J. Biomech. 27(3):329-338; 1994）参
照）。その前者は人工血管の血栓形成の主要な原因とな
り、また後者は、結局は内膜の過形成を招く、本来の動
脈に対する組織ダメージの原因となると認識されてい
る。
れ、且つ移植後の長時間経過後に発生する内膜の過形成
は、多くの要因が複雑に影響を及ぼしている。四半世紀
以上前から、小口径人工移植血管と本来の動脈との間に
「コンプライアンスミスマッチ」との概念が、移植血管
の能力に不利益であることが論じられている（Bairdら
（Baird, R.N.; Abbott, W.M., Lancet 2:948-50; 197
6）、Abbotら（Abbot,W.M.; Megerman, J.; Hasson, J.
E.; L'Italien, G.; Warnock, O.F., J. Vasc.Surg. 5
(2):376-382; 1987）参照）。「コンプライアンスミス
マッチ」は、流体力学的な血流分離又は停滞ゾーンを発
生させ（Matsumotoら（Matsumoto, T.;Naiki, T.; Haya
shi, K., Biomed. Mater. Eng. 2:171-183; 1992）、We
stonら（Weston, M.W.; Rhee, K., Tarbell, J.M., J.
Biomech. 29(2): 187-198; 1996）参照）、また吻合末
端側での応力集中をもたらす（Rheeら（Rhee, K.; Tarb
ell, J.M., J. Biomech. 27(3):329-338; 1994）参
照）。その前者は人工血管の血栓形成の主要な原因とな
り、また後者は、結局は内膜の過形成を招く、本来の動
脈に対する組織ダメージの原因となると認識されてい
る。
【０００４】本発明に先立って我々が実施したインビボ
実験では、細胞外成分（Ｉ型コラーゲン）中に包埋した
平滑筋細胞（ＳＭＣｓ）を持つハイブリッド媒体と、い
ずれの合成骨格なしの内皮細胞（ＥＣ）の内張りを持っ
たハイブリッド最内層から構成した階層チューブ構造の
ハイブリッド血管組織を静脈移植片として成功裏に移植
した。その移植に続いて、柔軟な予備構築した組織は、
非常に低圧が負荷される静脈系において破裂すること無
しに時間と共に改造を受け、新血管組織の形成をもたら
す。
実験では、細胞外成分（Ｉ型コラーゲン）中に包埋した
平滑筋細胞（ＳＭＣｓ）を持つハイブリッド媒体と、い
ずれの合成骨格なしの内皮細胞（ＥＣ）の内張りを持っ
たハイブリッド最内層から構成した階層チューブ構造の
ハイブリッド血管組織を静脈移植片として成功裏に移植
した。その移植に続いて、柔軟な予備構築した組織は、
非常に低圧が負荷される静脈系において破裂すること無
しに時間と共に改造を受け、新血管組織の形成をもたら
す。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、これら
の従来のハイブリッド血管は、それらがほぼ１００−１
５０ｍｍＨｇの圧力で破裂したことから（Hiraiら（Hir
ai, J.; Matsuda, T., Cell Transplant. 5(1): 93-10
5; 1996）参照）、高圧が負荷される動脈用の移植血管
に用いることはできなかった。
の従来のハイブリッド血管は、それらがほぼ１００−１
５０ｍｍＨｇの圧力で破裂したことから（Hiraiら（Hir
ai, J.; Matsuda, T., Cell Transplant. 5(1): 93-10
5; 1996）参照）、高圧が負荷される動脈用の移植血管
に用いることはできなかった。
【０００６】本発明は上記事情に鑑みてなされたもの
で、柔軟性を維持しつつ、高圧負荷条件下でも使用で
き、しかも非血栓形成性の高性能な人工血管の提供を目
的としている。
で、柔軟性を維持しつつ、高圧負荷条件下でも使用で
き、しかも非血栓形成性の高性能な人工血管の提供を目
的としている。
【０００７】
【課題を解決するための手段】前記目的を達成するため
に、本発明は、血管内皮細胞からなる内層と、該内層に
設けられたコラーゲンに平滑筋細胞を埋め込んでなる中
間層と、該中間層上に設けられ微細孔を持った合成樹脂
からなる外層とを含むことを特徴とするハイブリッド人
工血管を提供する。本発明のハイブリッド人工血管にお
いて、前記外層が微細孔形成ポリウレタンフィルムで形
成されたものが好ましい。
に、本発明は、血管内皮細胞からなる内層と、該内層に
設けられたコラーゲンに平滑筋細胞を埋め込んでなる中
間層と、該中間層上に設けられ微細孔を持った合成樹脂
からなる外層とを含むことを特徴とするハイブリッド人
工血管を提供する。本発明のハイブリッド人工血管にお
いて、前記外層が微細孔形成ポリウレタンフィルムで形
成されたものが好ましい。
【０００８】
【発明の実施の形態】図１は本発明に係るハイブリッド
人工血管の一実施形態を示す図であり、符号１はハイブ
リッド人工血管である。このハイブリッド人工血管１
は、血管内皮細胞からなる内層２と、該内層２上に設け
られたコラーゲンに平滑筋細胞を埋め込んでなる中間層
３と、該中間層３上に設けられ微細孔を持ったＳＰＵ
（セグメント化ポリウレタン；segmented polyurethan
e）フィルムからなる外層４とから構成されている。
人工血管の一実施形態を示す図であり、符号１はハイブ
リッド人工血管である。このハイブリッド人工血管１
は、血管内皮細胞からなる内層２と、該内層２上に設け
られたコラーゲンに平滑筋細胞を埋め込んでなる中間層
３と、該中間層３上に設けられ微細孔を持ったＳＰＵ
（セグメント化ポリウレタン；segmented polyurethan
e）フィルムからなる外層４とから構成されている。
【０００９】図２は、本発明に係るハイブリッド人工血
管１の製造方法の一例を示す。本例示に従ってハイブリ
ッド人工血管１を製造するには、工程Ａ〜Ｃにおいて、
コラーゲンに平滑筋細胞（ＳＭＣｓ）を埋め込んでなる
中間層３を形成し、次に工程ＤとＥで外層４を中間層３
上に被覆し、最後に工程Ｆにおいて、中間層３の内面側
に内皮細胞（ＥＣｓ）からなる内層２を設ける。
管１の製造方法の一例を示す。本例示に従ってハイブリ
ッド人工血管１を製造するには、工程Ａ〜Ｃにおいて、
コラーゲンに平滑筋細胞（ＳＭＣｓ）を埋め込んでなる
中間層３を形成し、次に工程ＤとＥで外層４を中間層３
上に被覆し、最後に工程Ｆにおいて、中間層３の内面側
に内皮細胞（ＥＣｓ）からなる内層２を設ける。
【００１０】本製造方法では、まず適当な寸法を有する
マンドレル（心棒）１１と、シース１２とを含む培養容
器１４を用意する。両者間には適当な間隔が設けてあ
り、また両者はストッパー１３によって固定されている
（図２Ａ）。この培養容器１４の形状、寸法は限定され
ることなく、製造するハイブリッド人工血管に応じて適
宜変更可能である。またこの培養容器１４の材質は、プ
ラスチックやガラスなどを用いることができ、特にガラ
スが好ましい。
マンドレル（心棒）１１と、シース１２とを含む培養容
器１４を用意する。両者間には適当な間隔が設けてあ
り、また両者はストッパー１３によって固定されている
（図２Ａ）。この培養容器１４の形状、寸法は限定され
ることなく、製造するハイブリッド人工血管に応じて適
宜変更可能である。またこの培養容器１４の材質は、プ
ラスチックやガラスなどを用いることができ、特にガラ
スが好ましい。
【００１１】次に、マンドレル１１とシース１２の間の
空間に、コラーゲンと平滑筋細胞（ＳＭＣｓ）の混合溶
液を注入し、３０〜４０℃、好ましくは３７℃程度の温
度で培養する（図２Ｂ参照）。ここで用いるコラーゲン
は、各種市販品を利用することができる。また平滑筋細
胞は、ハイブリッド人工血管１を移植するべき動物（ヒ
ト（患者）を含む）と同種又は類似種の動物から得られ
る細胞を用いることが好ましく、更に好ましくは移植す
るべき動物と同じ動物から得られる細胞を用いる。平滑
筋細胞の採取及び培養方法は、後述する実施例中の記載
した通り実施できる他、当該技術分野で周知の各種方法
を用いて実施することができる。
空間に、コラーゲンと平滑筋細胞（ＳＭＣｓ）の混合溶
液を注入し、３０〜４０℃、好ましくは３７℃程度の温
度で培養する（図２Ｂ参照）。ここで用いるコラーゲン
は、各種市販品を利用することができる。また平滑筋細
胞は、ハイブリッド人工血管１を移植するべき動物（ヒ
ト（患者）を含む）と同種又は類似種の動物から得られ
る細胞を用いることが好ましく、更に好ましくは移植す
るべき動物と同じ動物から得られる細胞を用いる。平滑
筋細胞の採取及び培養方法は、後述する実施例中の記載
した通り実施できる他、当該技術分野で周知の各種方法
を用いて実施することができる。
【００１２】次に、培養を終えた培養容器１４からシー
ス１２を取り外し、平滑筋細胞（ＳＭＣｓ）を含む円柱
状のゲル１５を３０〜４０℃、好ましくは３７℃程度の
温度でさらに培養を続ける（図２Ｂ）。この平滑筋細胞
（ＳＭＣｓ）の培養期間は、平滑筋細胞が所望の細胞濃
度となる時点まで継続され、例えば培養容器１４にコラ
ーゲンと平滑筋細胞の混合溶液を注入してから２〜４週
間程度とされる。
ス１２を取り外し、平滑筋細胞（ＳＭＣｓ）を含む円柱
状のゲル１５を３０〜４０℃、好ましくは３７℃程度の
温度でさらに培養を続ける（図２Ｂ）。この平滑筋細胞
（ＳＭＣｓ）の培養期間は、平滑筋細胞が所望の細胞濃
度となる時点まで継続され、例えば培養容器１４にコラ
ーゲンと平滑筋細胞の混合溶液を注入してから２〜４週
間程度とされる。
【００１３】培養後、マンドレル１１の表面に、所望の
濃度の平滑筋細胞が埋め込まれたコラーゲンからなる中
間層１６が形成される（図２Ｃ）。
濃度の平滑筋細胞が埋め込まれたコラーゲンからなる中
間層１６が形成される（図２Ｃ）。
【００１４】次に、この中間層１６上に、ＳＰＵ（セグ
メント化ポリウレタン）フィルム１８を巻き付け、さら
に長手方向に沿って合わせ目を縫合し、外層を有する２
層構造体１７を形成する（図２Ｄ）。この縫合の仕様は
特に限定されず、例えば外科手術で用いられる縫合糸と
縫合法を用いて実行し得る。
メント化ポリウレタン）フィルム１８を巻き付け、さら
に長手方向に沿って合わせ目を縫合し、外層を有する２
層構造体１７を形成する（図２Ｄ）。この縫合の仕様は
特に限定されず、例えば外科手術で用いられる縫合糸と
縫合法を用いて実行し得る。
【００１５】次に、上記２層構造体１７からマンドレル
１１を抜き出すとともに、複数本の金属線を有する管内
メカニカルサポーター１９によって円筒状の２層構造体
１７が潰れないように保持する（図２Ｅ）。
１１を抜き出すとともに、複数本の金属線を有する管内
メカニカルサポーター１９によって円筒状の２層構造体
１７が潰れないように保持する（図２Ｅ）。
【００１６】次に、上記２層構造体１７の内面に内皮細
胞（ＥＣｓ）を播種し、適当な培地中、３０〜４０℃、
好ましくは３７℃程度の温度で培養する。培養時間は２
層構造体１７の内面に内皮細胞からなる内層が形成され
れば良く、特に限定されないが、１週間程度とすること
ができる。内皮細胞（ＥＣｓ）はハイブリッド人工血管
１を移植するべき動物（ヒトを含む）と同種又は類似種
の動物から得られる細胞を用いることが好ましく、更に
好ましくは移植するべき動物と同じ動物から得られる細
胞を用いる。内皮細胞の採取及び培養方法は、後述する
実施例中の記載した通り実施できる他、当該技術分野で
周知の各種方法を用いて実施することができる。
胞（ＥＣｓ）を播種し、適当な培地中、３０〜４０℃、
好ましくは３７℃程度の温度で培養する。培養時間は２
層構造体１７の内面に内皮細胞からなる内層が形成され
れば良く、特に限定されないが、１週間程度とすること
ができる。内皮細胞（ＥＣｓ）はハイブリッド人工血管
１を移植するべき動物（ヒトを含む）と同種又は類似種
の動物から得られる細胞を用いることが好ましく、更に
好ましくは移植するべき動物と同じ動物から得られる細
胞を用いる。内皮細胞の採取及び培養方法は、後述する
実施例中の記載した通り実施できる他、当該技術分野で
周知の各種方法を用いて実施することができる。
【００１７】内皮細胞（ＥＣｓ）の培養後、内皮細胞か
らなる内層２と、該内層２上に設けられたコラーゲンに
平滑筋細胞を埋め込んでなる中間層３と、該中間層３上
に設けられ微細孔を持ったＳＰＵフィルムからなる外層
４とから構成されたハイブリッド人工血管１が得られ
る。
らなる内層２と、該内層２上に設けられたコラーゲンに
平滑筋細胞を埋め込んでなる中間層３と、該中間層３上
に設けられ微細孔を持ったＳＰＵフィルムからなる外層
４とから構成されたハイブリッド人工血管１が得られ
る。
【００１８】
【実施例】（材料）以下の試薬を用意した：コラゲナー
ゼ（Ｎ−２：活性：４５０単位／ｍｇ）及びエラスター
ゼ（活性：１３５単位／ｍｇ）は新田ゼラチン社から得
た。日水製薬社からのリン酸緩衝溶液（ＰＢＳ）；GIBC
O社からのＭ１９９培養培地；LifeTcchnologies社から
のウシ胎児血清（ＦＢＳ）、Ｒ＆Ｄ社からの塩基性線維
芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）；和光純薬社からのヘパリ
ン；Flow Laboratory社からのペニシリン、ストレプト
マイシン及びアンホテリシン；工研社からの酸安定化ウ
シ真皮Ｉ型コラーゲン溶液（０．３％；商品名「セルゲ
ン」）。
ゼ（Ｎ−２：活性：４５０単位／ｍｇ）及びエラスター
ゼ（活性：１３５単位／ｍｇ）は新田ゼラチン社から得
た。日水製薬社からのリン酸緩衝溶液（ＰＢＳ）；GIBC
O社からのＭ１９９培養培地；LifeTcchnologies社から
のウシ胎児血清（ＦＢＳ）、Ｒ＆Ｄ社からの塩基性線維
芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）；和光純薬社からのヘパリ
ン；Flow Laboratory社からのペニシリン、ストレプト
マイシン及びアンホテリシン；工研社からの酸安定化ウ
シ真皮Ｉ型コラーゲン溶液（０．３％；商品名「セルゲ
ン」）。
【００１９】（血管細胞の培養）２２頭の雑種成犬を本
実験に用いた。内皮細胞（ＥＣｓ）は、Zilla法（Zill
a, P.; Fasol, R; Dudeck, U.; Siedler, S.; Oreiss,
P.; Fischlein, T.; Muller-Glauser, W.; Baitella,
G.; Sanan, D.; Odell, J., J. Vasc. Surg. 12(2):18
0-189;1990）に従って、またHeimili法（Heimli, H.; K
ahler, H.; Endersen, M.J.; Heriksen, T., Scand.
J. Clin. Lab. Invest. 57:21-29;1997）に従って平滑
筋細胞を得た。概説すれば、麻酔後、側方伏在静脈の血
管カニュレーション（長さ４±０．５ｃｍ、直径０．５
±０．２ｃｍ）を実行した。静脈の管腔をその末梢側か
らＰＢＳの２０ｍｌで洗い流し、次いで３７℃、１０分
間で０．１％コラゲナーゼ溶液で満たした。続いて、そ
の静脈を１０％ＦＢＳを補充したＭ１９９で洗い流し
た。８００ｒｐｍ、５分間遠心分離して得られた細胞
は、再懸濁し、細胞平板培養基に播種した。ＳＭＣｓは
次の通り採取した。上述した通りコラゲナーゼ処理によ
ってＥＣｓが完全に取り除かれた静脈をＰＢＳで洗い流
し、０．０７％コラゲナーゼと０．０３％エラスターゼ
の混合物を満たした。３７℃で１０分間のインキュベー
ション、続いて１０％ＦＢＳを含有するＭ１９９で洗い
流した後、その細胞ペレットを再懸濁し、更に培養し
た。ＥＣｓとＳＭＣｓは、９０％湿度、５％ＣＯ2及び
９５％Ｏ2とした雰囲気中、３７℃で培養した。そのＥ
Ｃｓは因子-VIII-特異的抗体でポジティブ染色すること
によって、またＳＭＣｓはhill-and-valley成長パター
ンと筋肉-アクチン-特異的モノクローナル抗体(M851, D
ako社, テ゛ンマーク）との反応によって同定した。
実験に用いた。内皮細胞（ＥＣｓ）は、Zilla法（Zill
a, P.; Fasol, R; Dudeck, U.; Siedler, S.; Oreiss,
P.; Fischlein, T.; Muller-Glauser, W.; Baitella,
G.; Sanan, D.; Odell, J., J. Vasc. Surg. 12(2):18
0-189;1990）に従って、またHeimili法（Heimli, H.; K
ahler, H.; Endersen, M.J.; Heriksen, T., Scand.
J. Clin. Lab. Invest. 57:21-29;1997）に従って平滑
筋細胞を得た。概説すれば、麻酔後、側方伏在静脈の血
管カニュレーション（長さ４±０．５ｃｍ、直径０．５
±０．２ｃｍ）を実行した。静脈の管腔をその末梢側か
らＰＢＳの２０ｍｌで洗い流し、次いで３７℃、１０分
間で０．１％コラゲナーゼ溶液で満たした。続いて、そ
の静脈を１０％ＦＢＳを補充したＭ１９９で洗い流し
た。８００ｒｐｍ、５分間遠心分離して得られた細胞
は、再懸濁し、細胞平板培養基に播種した。ＳＭＣｓは
次の通り採取した。上述した通りコラゲナーゼ処理によ
ってＥＣｓが完全に取り除かれた静脈をＰＢＳで洗い流
し、０．０７％コラゲナーゼと０．０３％エラスターゼ
の混合物を満たした。３７℃で１０分間のインキュベー
ション、続いて１０％ＦＢＳを含有するＭ１９９で洗い
流した後、その細胞ペレットを再懸濁し、更に培養し
た。ＥＣｓとＳＭＣｓは、９０％湿度、５％ＣＯ2及び
９５％Ｏ2とした雰囲気中、３７℃で培養した。そのＥ
Ｃｓは因子-VIII-特異的抗体でポジティブ染色すること
によって、またＳＭＣｓはhill-and-valley成長パター
ンと筋肉-アクチン-特異的モノクローナル抗体(M851, D
ako社, テ゛ンマーク）との反応によって同定した。
【００２０】（ハイブリッド血管中間組織のインビトロ
での製造）ＳＭＣｓとコラーゲンから構成されたハイブ
リッド中間組織の製造プロセスは他に報告されている
（Kobashi, T.; Matsuda, T., Cell Transplant. 8:477
-488; 1999）。概説すれば、内部のガラス製マンドレル
（直径：５ｍｍ）及び一端にシリコーン製ストッパーが
同軸に固着された外側のガラス製シース（１５ｍｍ）及
び次の寸法：マンドレルの外径：５ｍｍ；シースの内
径：１５ｍｍ；で構成された管状ガラス型（長さ９０ｍ
ｍ）を用いた。１０％ＦＢＳを含むＭ１９９に懸濁した
３．０ｘ１０6／ｍｌのＳＭＣｓ液８ｍｌと、０．３％
コラーゲン溶液の８ｍｌを含む冷混合液を、上記のガラ
ス型のシースとマンドレルの間の空間内に注入した。続
いて３７℃、３０−６０分間での熱ゲル化の後、外側の
シースを取り外した。ハイブリッド中間組織はマンドレ
ルとともに更に１−２週間培養した。
での製造）ＳＭＣｓとコラーゲンから構成されたハイブ
リッド中間組織の製造プロセスは他に報告されている
（Kobashi, T.; Matsuda, T., Cell Transplant. 8:477
-488; 1999）。概説すれば、内部のガラス製マンドレル
（直径：５ｍｍ）及び一端にシリコーン製ストッパーが
同軸に固着された外側のガラス製シース（１５ｍｍ）及
び次の寸法：マンドレルの外径：５ｍｍ；シースの内
径：１５ｍｍ；で構成された管状ガラス型（長さ９０ｍ
ｍ）を用いた。１０％ＦＢＳを含むＭ１９９に懸濁した
３．０ｘ１０6／ｍｌのＳＭＣｓ液８ｍｌと、０．３％
コラーゲン溶液の８ｍｌを含む冷混合液を、上記のガラ
ス型のシースとマンドレルの間の空間内に注入した。続
いて３７℃、３０−６０分間での熱ゲル化の後、外側の
シースを取り外した。ハイブリッド中間組織はマンドレ
ルとともに更に１−２週間培養した。
【００２１】（ＳＰＵフィルムの微細孔形成）ＳＰＵ
（セグメント化ポリウレタン；segmented polyurethan
e）フィルム（厚さ：５０，１００，２００μｍ、Shida
ma社製）の多重微細孔形成は、二酸化炭素レーザー切断
装置（レーザー波長：１０．６μｍ、出力：２５Ｗ、日
本電子科学社製、商品名「ＬＣ−８１２０」）を用いて
行った。孔と孔の間隔（１ｍｍ又は４ｍｍ、図３参照）
及び孔径（１５０μｍで固定）は、ＣＡＤソフトウェア
（AutoCAD LD社製, Autodesk）を経てコンピュータによ
って正確に制御した。作製した微細孔形成ＳＰＵフィル
ムには、孔から孔の間隔が１ｍｍで厚さ１００μｍのも
のを１−１００型、厚さ２００μｍのものを１−２００
型と命名した。また孔と孔の間隔が４ｍｍで厚さが５０
μｍのものを４−５０型、厚さ１００μｍのものを４−
１００型、厚さ２００μｍのものを４−２００型と称し
た。２ｘ５ｃｍの矩形シートに切断した各微細孔形成Ｓ
ＰＵフィルムは、ハイブリッド血管を包むために使用す
る前にエチレンオキシドガスで滅菌した。図３は孔から
孔の間隔が１ｍｍと４ｍｍとした２種類の微細孔形成Ｓ
ＰＵを示す。
（セグメント化ポリウレタン；segmented polyurethan
e）フィルム（厚さ：５０，１００，２００μｍ、Shida
ma社製）の多重微細孔形成は、二酸化炭素レーザー切断
装置（レーザー波長：１０．６μｍ、出力：２５Ｗ、日
本電子科学社製、商品名「ＬＣ−８１２０」）を用いて
行った。孔と孔の間隔（１ｍｍ又は４ｍｍ、図３参照）
及び孔径（１５０μｍで固定）は、ＣＡＤソフトウェア
（AutoCAD LD社製, Autodesk）を経てコンピュータによ
って正確に制御した。作製した微細孔形成ＳＰＵフィル
ムには、孔から孔の間隔が１ｍｍで厚さ１００μｍのも
のを１−１００型、厚さ２００μｍのものを１−２００
型と命名した。また孔と孔の間隔が４ｍｍで厚さが５０
μｍのものを４−５０型、厚さ１００μｍのものを４−
１００型、厚さ２００μｍのものを４−２００型と称し
た。２ｘ５ｃｍの矩形シートに切断した各微細孔形成Ｓ
ＰＵフィルムは、ハイブリッド血管を包むために使用す
る前にエチレンオキシドガスで滅菌した。図３は孔から
孔の間隔が１ｍｍと４ｍｍとした２種類の微細孔形成Ｓ
ＰＵを示す。
【００２２】（微細孔形成ＳＰＵフィルムで包んだハイ
ブリッド血管の製造）外側シートの除去後、７−１４日
間培養したハイブリッド血管中間組織は、外科的縫合術
を用いてＳＰＵフィルムで包んだ。概説すれば、ガラス
製マンドレルの周囲のハイブリッド媒体を最初に微細孔
形成ＳＰＵ矩形シートできつく包んだ。該ＳＰＵシート
は、７−０ナイロンモノフィラメント縫合糸（協和精密
機器社製）を用いて、２ｍｍのオーバーラップゾーンと
１．５ｍｍのステッチ間隔をもって連続的に縫合した。
固有動脈に結合後に吻合部位での偽性動脈瘤の形成を防
止するため、ハイブリッド媒体移植片の長さは、ＳＰＵ
被覆よりも両端で約３ｍｍ長く調整した。過剰部分は被
覆の端部を内包するため人工血管の両端で折り返し、４
つの縫合で周辺に固定した。ＥＣｓでハイブリッド人工
血管の内面を予備的に内張りするための次のプロトコー
ルは、我々の以前の研究（Hiraiら（Hirai, J.; Matsud
a, T., Cell Transplant. 5(1): 93-105; 1996）におい
て利用されたものと同様であった。播種と培養の間にハ
イブリッド人工血管が潰れるのを避けるため、６本のス
テンレス鋼製ワイヤを持った管内メカニカルサポーター
を用いた。
ブリッド血管の製造）外側シートの除去後、７−１４日
間培養したハイブリッド血管中間組織は、外科的縫合術
を用いてＳＰＵフィルムで包んだ。概説すれば、ガラス
製マンドレルの周囲のハイブリッド媒体を最初に微細孔
形成ＳＰＵ矩形シートできつく包んだ。該ＳＰＵシート
は、７−０ナイロンモノフィラメント縫合糸（協和精密
機器社製）を用いて、２ｍｍのオーバーラップゾーンと
１．５ｍｍのステッチ間隔をもって連続的に縫合した。
固有動脈に結合後に吻合部位での偽性動脈瘤の形成を防
止するため、ハイブリッド媒体移植片の長さは、ＳＰＵ
被覆よりも両端で約３ｍｍ長く調整した。過剰部分は被
覆の端部を内包するため人工血管の両端で折り返し、４
つの縫合で周辺に固定した。ＥＣｓでハイブリッド人工
血管の内面を予備的に内張りするための次のプロトコー
ルは、我々の以前の研究（Hiraiら（Hirai, J.; Matsud
a, T., Cell Transplant. 5(1): 93-105; 1996）におい
て利用されたものと同様であった。播種と培養の間にハ
イブリッド人工血管が潰れるのを避けるため、６本のス
テンレス鋼製ワイヤを持った管内メカニカルサポーター
を用いた。
【００２３】各サンプルは、１％四酸化オスミウム中で
後固定化、凍結乾燥、白金でのスパッタ被覆によって加
工し、走査型電子顕微鏡（日立社製、Ｓ−４０００）下
で評価した。
後固定化、凍結乾燥、白金でのスパッタ被覆によって加
工し、走査型電子顕微鏡（日立社製、Ｓ−４０００）下
で評価した。
【００２４】（圧力−直径の相関関係の測定）圧力−直
径相関関係は、Takamizawaら（Takamizawa, K.; Hayash
i, K.; Matsuda, T., Am. J. Physiol. 263:H30-H34; 1
992）によって開発された装置を用いて測定した。人工
血管は、約３ｍｍＨｇ／秒の割合で管内圧力を上昇させ
つつ、ＰＢＳで膨張させた。外部の圧力は、ＣＣＤカメ
ラ及び幅分析機（浜松フォトニクス社製,C-2400,C-316
0）からなるテレビジョンカメラシステムによって連続
的にモニターし、圧力トランスデューサー（NEC-Sanei,
6M92）を経て測定した。初期圧力と外径は同時に記録
し、コンピュータにおいてマイクロソフトエクセル（登
録商標）９７を用いて解析した。ハイブリッド人工血管
の柔軟性は、Hayashiら（Hayahi, K.; Handa, H.; Naga
sawa, S.; Okumura, A.; Moritake, K., J.Biomech. 1
3:175-184; 1980）によって提案された剛性パラメータ
（β値）によって評価した。 Ｉｎ（Ｐ／Ｐｓ）＝β（Ｄ／Ｄｓ−１） （１） 式（１）中、Ｐ，Ｐｓ，Ｄ及びＤｓは、初期圧力、標準
圧力（本実験においては１００ｍｍＨｇ）、外径及び圧
力Ｐｓでの外径をそれぞれ表す。その剛性パラメータ、
柔軟性の逆指数は、生理学的圧力領域（６０−１６０ｍ
ｍＨｇ）において圧力−直径の相関関係を良く表すこと
が知られている。
径相関関係は、Takamizawaら（Takamizawa, K.; Hayash
i, K.; Matsuda, T., Am. J. Physiol. 263:H30-H34; 1
992）によって開発された装置を用いて測定した。人工
血管は、約３ｍｍＨｇ／秒の割合で管内圧力を上昇させ
つつ、ＰＢＳで膨張させた。外部の圧力は、ＣＣＤカメ
ラ及び幅分析機（浜松フォトニクス社製,C-2400,C-316
0）からなるテレビジョンカメラシステムによって連続
的にモニターし、圧力トランスデューサー（NEC-Sanei,
6M92）を経て測定した。初期圧力と外径は同時に記録
し、コンピュータにおいてマイクロソフトエクセル（登
録商標）９７を用いて解析した。ハイブリッド人工血管
の柔軟性は、Hayashiら（Hayahi, K.; Handa, H.; Naga
sawa, S.; Okumura, A.; Moritake, K., J.Biomech. 1
3:175-184; 1980）によって提案された剛性パラメータ
（β値）によって評価した。 Ｉｎ（Ｐ／Ｐｓ）＝β（Ｄ／Ｄｓ−１） （１） 式（１）中、Ｐ，Ｐｓ，Ｄ及びＤｓは、初期圧力、標準
圧力（本実験においては１００ｍｍＨｇ）、外径及び圧
力Ｐｓでの外径をそれぞれ表す。その剛性パラメータ、
柔軟性の逆指数は、生理学的圧力領域（６０−１６０ｍ
ｍＨｇ）において圧力−直径の相関関係を良く表すこと
が知られている。
【００２５】（結果）Zillaらにより開発された、血管
内に注ぎ込んだコラゲナーゼ溶液によるin situカニュ
レーション技術に関して、犬の側方伏在静脈（長さ：ほ
ぼ４ｃｍ）からＥＣｓを効果的に収穫することができ
た：４．０ｘ１０6ＥＣｓが培養の１６±４日以内に得
られた。ＳＭＣｓはコラゲナーゼとエラスターゼの混合
物を用いて酵素的方法によって得られた：１．５±０．
５ｘ１０8細胞が培養の２２．４±３．４日以内に得ら
れた。
内に注ぎ込んだコラゲナーゼ溶液によるin situカニュ
レーション技術に関して、犬の側方伏在静脈（長さ：ほ
ぼ４ｃｍ）からＥＣｓを効果的に収穫することができ
た：４．０ｘ１０6ＥＣｓが培養の１６±４日以内に得
られた。ＳＭＣｓはコラゲナーゼとエラスターゼの混合
物を用いて酵素的方法によって得られた：１．５±０．
５ｘ１０8細胞が培養の２２．４±３．４日以内に得ら
れた。
【００２６】酸可溶化Ｉ型コラーゲン溶液とＳＭＣｓの
混合溶液を円形断面のガラス棒とガラスシースを持つ容
器に注入し、３７℃でのインキュベーションでゲル化し
た。ガラスシースの除去後、棒の周囲に形成されたハイ
ブリッド媒体組織を１乃至２週間さらに培養した。不透
明で且つ弾性のあるハイブリッド媒体組織（管腔直径：
５ｍｍ）の厚さは、約０．１−０．２ｍｍであった。そ
の壁厚は、ゲル化直後に観測したそれの約十分の一に減
少した。ＥＣｓの播種から７日後、メカニカルサポート
に用いられたステンレス鋼製ワイヤーによる痕跡が残さ
れた部分を除く、該人工血管の内表面は、ＥＣｓの丸石
形態学的特徴を有している融合した単層により完全に覆
われていた。該組織の得られたものの厚さは、約５０μ
ｍであった。その細胞は、該組織の全体にくまなく分散
した。
混合溶液を円形断面のガラス棒とガラスシースを持つ容
器に注入し、３７℃でのインキュベーションでゲル化し
た。ガラスシースの除去後、棒の周囲に形成されたハイ
ブリッド媒体組織を１乃至２週間さらに培養した。不透
明で且つ弾性のあるハイブリッド媒体組織（管腔直径：
５ｍｍ）の厚さは、約０．１−０．２ｍｍであった。そ
の壁厚は、ゲル化直後に観測したそれの約十分の一に減
少した。ＥＣｓの播種から７日後、メカニカルサポート
に用いられたステンレス鋼製ワイヤーによる痕跡が残さ
れた部分を除く、該人工血管の内表面は、ＥＣｓの丸石
形態学的特徴を有している融合した単層により完全に覆
われていた。該組織の得られたものの厚さは、約５０μ
ｍであった。その細胞は、該組織の全体にくまなく分散
した。
【００２７】被覆に用いたＳＰＵフィルムは、５０，１
００又は２００μｍの厚さを有した。レーザー微細孔形
成により穿設した孔のサイズは１５０μｍで固定し、２
つの異なる孔から孔の間隔，１ｍｍと４ｍｍを用いた。
ＳＰＵフィルムは、孔から孔の間隔（ｍｍ）と用いたＳ
ＰＵフィルムのフィルム厚さ（μｍ）に基づいて呼称を
定義した。例えば、１ｍｍの孔から孔の間隔と２００μ
ｍの厚さを持ったフィルムは１−２００と定義した。Ｓ
ＰＵフィルムによるハイブリッド管状組織の被覆と該フ
ィルムの縫合によって弾性のあるハイブリッド人工血管
が得られた。２００ｍｍＨｇ（本実験において適用した
最大圧力）までのＰＢＳによる管内圧力の増加では、本
ハイブリッド人工血管の破裂を生じなかった。本ハイブ
リッド人工血管と市販のｅＰＴＦＥ製人工血管及び犬の
頸動脈の管内圧力−外径の相関関係を図４に示した。本
来の頸動脈は、低い圧力での非常に大きい膨張と高圧で
の全身的に減じた膨張を伴った典型的な「Ｊ曲線」を示
した一方、ｅＰＴＦＥ製人工血管は、高い圧力でさえ小
さい膨張を示した。しかしながら、４−１００型ＳＰＵ
フィルムで被覆したハイブリッド人工血管はいくらか圧
力−誘発膨張性を示し、１−１００型ＳＰＵで被覆した
それは、本来の動脈のそれに良く似た膨張性を示した。
００又は２００μｍの厚さを有した。レーザー微細孔形
成により穿設した孔のサイズは１５０μｍで固定し、２
つの異なる孔から孔の間隔，１ｍｍと４ｍｍを用いた。
ＳＰＵフィルムは、孔から孔の間隔（ｍｍ）と用いたＳ
ＰＵフィルムのフィルム厚さ（μｍ）に基づいて呼称を
定義した。例えば、１ｍｍの孔から孔の間隔と２００μ
ｍの厚さを持ったフィルムは１−２００と定義した。Ｓ
ＰＵフィルムによるハイブリッド管状組織の被覆と該フ
ィルムの縫合によって弾性のあるハイブリッド人工血管
が得られた。２００ｍｍＨｇ（本実験において適用した
最大圧力）までのＰＢＳによる管内圧力の増加では、本
ハイブリッド人工血管の破裂を生じなかった。本ハイブ
リッド人工血管と市販のｅＰＴＦＥ製人工血管及び犬の
頸動脈の管内圧力−外径の相関関係を図４に示した。本
来の頸動脈は、低い圧力での非常に大きい膨張と高圧で
の全身的に減じた膨張を伴った典型的な「Ｊ曲線」を示
した一方、ｅＰＴＦＥ製人工血管は、高い圧力でさえ小
さい膨張を示した。しかしながら、４−１００型ＳＰＵ
フィルムで被覆したハイブリッド人工血管はいくらか圧
力−誘発膨張性を示し、１−１００型ＳＰＵで被覆した
それは、本来の動脈のそれに良く似た膨張性を示した。
【００２８】これらの結果は図５中に示される。外径に
おける変化（６０ｍｍＨｇで標準化した）は、生理学的
な圧力範囲を表す、６０から１６０ｍｍＨｇまでの範囲
の管内圧力に対してプロットした。最大の変化は本来の
動脈において観測された：直径における非常に大きな増
加が低い圧力領域（６０−８０ｍｍＨｇ）において観測
され、直径の勾配的減少が高い圧力領域（１３０−１６
０ｍｍ）において観測された。６０ｍｍＨｇから８０ｍ
ｍＨｇまでの管腔圧力の増加に関して、その本来の頸動
脈は約８％直径が増加した。しかしながら、拡大の度合
は、ｅＰＴＦＥでの１パーセント、４−１００型人工血
管の１．５％よりも劣っていた。１−１００及び１−２
００型人工血管は、それぞれ約６．５％及び４．０％の
増加を示した。式（１）に従って決定した剛性パラメー
タ（β）は表１中にまとめた。
おける変化（６０ｍｍＨｇで標準化した）は、生理学的
な圧力範囲を表す、６０から１６０ｍｍＨｇまでの範囲
の管内圧力に対してプロットした。最大の変化は本来の
動脈において観測された：直径における非常に大きな増
加が低い圧力領域（６０−８０ｍｍＨｇ）において観測
され、直径の勾配的減少が高い圧力領域（１３０−１６
０ｍｍ）において観測された。６０ｍｍＨｇから８０ｍ
ｍＨｇまでの管腔圧力の増加に関して、その本来の頸動
脈は約８％直径が増加した。しかしながら、拡大の度合
は、ｅＰＴＦＥでの１パーセント、４−１００型人工血
管の１．５％よりも劣っていた。１−１００及び１−２
００型人工血管は、それぞれ約６．５％及び４．０％の
増加を示した。式（１）に従って決定した剛性パラメー
タ（β）は表１中にまとめた。
【表１】
【００２９】最大の剛性パラメータはｅＰＴＦＥ（β＝
１０５）で見られた。本来の頸動脈は、約１６の剛性パ
ラメータを有していた。ＳＰＵ-被覆ハイブリッド人工
血管のそれらは、用いたＳＰＵフィルムのタイプに依存
した。図６は、異なる厚さと異なる孔から孔間隔のＳＰ
Ｕフィルムで被覆したＳＰＵ管の剛性−厚さの相関関係
を示す。その剛性パラメータは、厚さの減少に伴って減
少した。孔から孔の間隔（又は孔密度）について剛性パ
ラメータの僅かな依存性があった。より密集して微細孔
形成したＳＰＵ管は、より低い剛性パラメータを与え
た。
１０５）で見られた。本来の頸動脈は、約１６の剛性パ
ラメータを有していた。ＳＰＵ-被覆ハイブリッド人工
血管のそれらは、用いたＳＰＵフィルムのタイプに依存
した。図６は、異なる厚さと異なる孔から孔間隔のＳＰ
Ｕフィルムで被覆したＳＰＵ管の剛性−厚さの相関関係
を示す。その剛性パラメータは、厚さの減少に伴って減
少した。孔から孔の間隔（又は孔密度）について剛性パ
ラメータの僅かな依存性があった。より密集して微細孔
形成したＳＰＵ管は、より低い剛性パラメータを与え
た。
【００３０】（まとめ）組織工学は、最近開発された研
究分野であり、生物学的活性細胞と人工器官材料が体内
への移植のための総合構造を形成するように組み合わさ
れる。剛性の足場により最小限支持された生体模擬構造
体は、病気になった又は失われた組織を置換するために
使用することができる機能性組織を提供し得る。各種の
アプローチが組織-操作した血管を開発するために採用
されている。採用したアプローチに関係のない、人工血
管の完全に内皮化した管腔表面は、非血栓原性の最内層
として利用される。加えて、ＥＣ単層が下方に存在する
ＳＭＣｓは、移植に関して、ＥＣ層の機能的及び構造的
安定性の、同じく新生媒体の再生プロセスの増大の一助
として、ハイブリッド媒体を構築するために使用され
た。本来の動脈において融合した単層中のＥＣ密度が約
１．２ｘ１０5／ｃｍ2であり（Zillaら、上掲）、また
ＳＭＣｓの３ｘ１０6細胞／ｍｌが該ハイブリッド媒体
に必要である（Hiraiら、上掲）ことを考慮に入れ、長
さ５ｃｍ、直径５ｍｍ及び厚さ５０μｍのハイブリッド
人工血管の製造には、９．４ｘ１０5ＥＣｓと２．４ｘ
１０7／ＳＭＣｓ程度が必要だろう。in situ酵素的方法
は、２週間以内にＥＣｓの必要量を容易に生産すること
を可能にする。しかしながら、比較的短期間のうちにそ
のような大量のＳＭＣｓの増殖は、技術的に複雑な問題
がある。我々の以前の研究では、外植片法（Ross, R.,
J. Cell. Biol. 50:172-86; 1971）が用いられた際
に、完全に低い能率で約３週間の一次培養でそれが採取
されたことが示されており：静脈媒体外植体の２４４片
中の１６のみがＳＭＣｓの成長を示した（その成功率は
非常に低い：７％）。０．２％コラゲナーゼとヘパリン
を用いた酵素的方法は、３−４週の期間内に要求量まで
ＳＭＣｓの増殖を与えた（Heimliら、上掲）。我々はコ
ラゲナーゼとエラスターゼの混合物でのin situカニュ
レーション技術を成功裏に確立している。約２週間のみ
の培養で、要求量のＳＭＣｓの生産が充分に可能であっ
た。この改善された培養技術は、ＳＭＣｓを組み込むハ
イブリッド人工血管のインビボ実験と臨床的な適用の利
益となり得る。
究分野であり、生物学的活性細胞と人工器官材料が体内
への移植のための総合構造を形成するように組み合わさ
れる。剛性の足場により最小限支持された生体模擬構造
体は、病気になった又は失われた組織を置換するために
使用することができる機能性組織を提供し得る。各種の
アプローチが組織-操作した血管を開発するために採用
されている。採用したアプローチに関係のない、人工血
管の完全に内皮化した管腔表面は、非血栓原性の最内層
として利用される。加えて、ＥＣ単層が下方に存在する
ＳＭＣｓは、移植に関して、ＥＣ層の機能的及び構造的
安定性の、同じく新生媒体の再生プロセスの増大の一助
として、ハイブリッド媒体を構築するために使用され
た。本来の動脈において融合した単層中のＥＣ密度が約
１．２ｘ１０5／ｃｍ2であり（Zillaら、上掲）、また
ＳＭＣｓの３ｘ１０6細胞／ｍｌが該ハイブリッド媒体
に必要である（Hiraiら、上掲）ことを考慮に入れ、長
さ５ｃｍ、直径５ｍｍ及び厚さ５０μｍのハイブリッド
人工血管の製造には、９．４ｘ１０5ＥＣｓと２．４ｘ
１０7／ＳＭＣｓ程度が必要だろう。in situ酵素的方法
は、２週間以内にＥＣｓの必要量を容易に生産すること
を可能にする。しかしながら、比較的短期間のうちにそ
のような大量のＳＭＣｓの増殖は、技術的に複雑な問題
がある。我々の以前の研究では、外植片法（Ross, R.,
J. Cell. Biol. 50:172-86; 1971）が用いられた際
に、完全に低い能率で約３週間の一次培養でそれが採取
されたことが示されており：静脈媒体外植体の２４４片
中の１６のみがＳＭＣｓの成長を示した（その成功率は
非常に低い：７％）。０．２％コラゲナーゼとヘパリン
を用いた酵素的方法は、３−４週の期間内に要求量まで
ＳＭＣｓの増殖を与えた（Heimliら、上掲）。我々はコ
ラゲナーゼとエラスターゼの混合物でのin situカニュ
レーション技術を成功裏に確立している。約２週間のみ
の培養で、要求量のＳＭＣｓの生産が充分に可能であっ
た。この改善された培養技術は、ＳＭＣｓを組み込むハ
イブリッド人工血管のインビボ実験と臨床的な適用の利
益となり得る。
【００３１】ＳＭＣｓの過度の増殖とそれのコラーゲン
のような細胞外材料の分泌に本質的に基づく、内膜過形
成の進展は、移植血管開存について不利益な影響を生じ
る結果となる、増加した流量抵抗及び妨害された血流又
は乱流（Stewart, S.F.C.; Lyman, D.J., J. Biomech.
25:297-310; 1992及びKinley, C.E..; J. Cardiovasc.
Surg. 21:163-170; 1980）を含む、流体力学的−及び機
械的に関連した事象と結合して作用し得る移植片−宿主
血管コンプライアンスミスマッチに本質的に基づく。吻
合部位で生じたストレス及びＳＭＣｓの増殖は連続した
内皮細胞の傷に応答可能であり、且つ低い剪断ストレス
（Sterpetti,A.V.; Cavallaro, A., Surgery 113:691-6
99; 1993及びSumpio, B.E.; Banes, A.J., J. Surg. Re
s. 44:697-701; 1988）分野は、血栓形成を誘発する。
従って、小口径ハイブリッド人工血管は、非血栓原性の
表面設計、同じく拍動性ストレスに相応に応答すること
を許す生物工学的な足場が必要である。これらのファク
ターがハイブリッド人工血管の設計に組み込まれた場合
に、正常組織再生とリモデリングを求めることができ
る。
のような細胞外材料の分泌に本質的に基づく、内膜過形
成の進展は、移植血管開存について不利益な影響を生じ
る結果となる、増加した流量抵抗及び妨害された血流又
は乱流（Stewart, S.F.C.; Lyman, D.J., J. Biomech.
25:297-310; 1992及びKinley, C.E..; J. Cardiovasc.
Surg. 21:163-170; 1980）を含む、流体力学的−及び機
械的に関連した事象と結合して作用し得る移植片−宿主
血管コンプライアンスミスマッチに本質的に基づく。吻
合部位で生じたストレス及びＳＭＣｓの増殖は連続した
内皮細胞の傷に応答可能であり、且つ低い剪断ストレス
（Sterpetti,A.V.; Cavallaro, A., Surgery 113:691-6
99; 1993及びSumpio, B.E.; Banes, A.J., J. Surg. Re
s. 44:697-701; 1988）分野は、血栓形成を誘発する。
従って、小口径ハイブリッド人工血管は、非血栓原性の
表面設計、同じく拍動性ストレスに相応に応答すること
を許す生物工学的な足場が必要である。これらのファク
ターがハイブリッド人工血管の設計に組み込まれた場合
に、正常組織再生とリモデリングを求めることができ
る。
【００３２】我々の以前の研究は、周期的に負荷される
機械的膨張作用に対しての例外的な耐久性を提供してい
た薄いＳＰＵフィルムが、人工心臓適用において多年に
わたり信頼できることの証拠ともなるように、柔軟な人
工血管の製造のために使用できることを示している（Do
i, K.; Matsuda, T., J. Biomed. Mater. Res. 37:537
-584; 1997）。コンピュータ補助エキシマレーザ微細孔
形成技術を用いて、孔サイズと配置を正確に制御するこ
とができる。足場としてそのような薄いＳＰＵフィルム
の使用は、他の技術に関連した問題を克服する。例え
ば、しばしば塩充満法により製造される泡様構造は、た
とえその柔軟性と組織内部成長が微細孔の高い密度に有
利であるとしても、容積あたり顕著に大きな表面積のた
めに生分解性を非常に促進する。しかしながら、最小限
の微細孔形成薄壁管は、生分解に抵抗する一方で柔軟性
と組織内部成長の両方を満たす。我々の主なテーマは、
微細孔のある弾力性薄層によって最小限の足場を持っ
た、小口径で、柔軟なハイブリッド人工血管を開発する
ことである。これらの被覆したハイブリッド人工血管の
剛性パラメータは、ＳＰＵフィルムのフィルム厚さに大
きく依存する。該フィルム厚さの減少は、２００μｍの
厚さでの約５５から、１００μｍの厚さでの１７、およ
び５０μｍの厚さでの１５まで、剛性パラメータは顕著
に減少した（図６）。後の２つは、犬の頸動脈のそれ
（１５．９±６．５）にほぼ同じであった。孔の密度の
変化は、実験した実験範囲内の剛性パラメータを顕著に
変化させない。
機械的膨張作用に対しての例外的な耐久性を提供してい
た薄いＳＰＵフィルムが、人工心臓適用において多年に
わたり信頼できることの証拠ともなるように、柔軟な人
工血管の製造のために使用できることを示している（Do
i, K.; Matsuda, T., J. Biomed. Mater. Res. 37:537
-584; 1997）。コンピュータ補助エキシマレーザ微細孔
形成技術を用いて、孔サイズと配置を正確に制御するこ
とができる。足場としてそのような薄いＳＰＵフィルム
の使用は、他の技術に関連した問題を克服する。例え
ば、しばしば塩充満法により製造される泡様構造は、た
とえその柔軟性と組織内部成長が微細孔の高い密度に有
利であるとしても、容積あたり顕著に大きな表面積のた
めに生分解性を非常に促進する。しかしながら、最小限
の微細孔形成薄壁管は、生分解に抵抗する一方で柔軟性
と組織内部成長の両方を満たす。我々の主なテーマは、
微細孔のある弾力性薄層によって最小限の足場を持っ
た、小口径で、柔軟なハイブリッド人工血管を開発する
ことである。これらの被覆したハイブリッド人工血管の
剛性パラメータは、ＳＰＵフィルムのフィルム厚さに大
きく依存する。該フィルム厚さの減少は、２００μｍの
厚さでの約５５から、１００μｍの厚さでの１７、およ
び５０μｍの厚さでの１５まで、剛性パラメータは顕著
に減少した（図６）。後の２つは、犬の頸動脈のそれ
（１５．９±６．５）にほぼ同じであった。孔の密度の
変化は、実験した実験範囲内の剛性パラメータを顕著に
変化させない。
【００３３】経壁の細胞移動が、移植血管の壁を再構築
するよう成長する周囲の結合組織における細胞成分（筋
線維芽細胞及び毛細管ＥＣｓのような）へのアクセスを
許すと思われることから、孔度（孔サイズと孔密度）
は、移植された人工血管の発育を決定する重要な構造パ
ラメータである。孔度に関しては、我々は、Clowesら
（Clowes, A.W.; Kirkman T.R.;Reidy M.A., Am. J. P
athol. 123(2):220-30; 1986）及び他者（Liu, Q.L.; K
odama, M., J. Biomed. Matre. Res. 26:1489-1502; 19
92及びLeidner, J.; Wong, E.W.C.; MacGregor, D.C.;
Wilson, G.J., J.Biomed. Mater. Res. 17(2):229-47;
1983）によって示唆されたような、及び我々が先に報
告した（Doiら、上掲）微細孔形成ＳＰＵ人工血管（１
００μｍ）に類似の、ｅＰＴＦＥ人工血管で見出された
至適孔サイズ（６０−９０μｍ）よりも大きな１５０μ
ｍの直径として孔サイズをセットした。
するよう成長する周囲の結合組織における細胞成分（筋
線維芽細胞及び毛細管ＥＣｓのような）へのアクセスを
許すと思われることから、孔度（孔サイズと孔密度）
は、移植された人工血管の発育を決定する重要な構造パ
ラメータである。孔度に関しては、我々は、Clowesら
（Clowes, A.W.; Kirkman T.R.;Reidy M.A., Am. J. P
athol. 123(2):220-30; 1986）及び他者（Liu, Q.L.; K
odama, M., J. Biomed. Matre. Res. 26:1489-1502; 19
92及びLeidner, J.; Wong, E.W.C.; MacGregor, D.C.;
Wilson, G.J., J.Biomed. Mater. Res. 17(2):229-47;
1983）によって示唆されたような、及び我々が先に報
告した（Doiら、上掲）微細孔形成ＳＰＵ人工血管（１
００μｍ）に類似の、ｅＰＴＦＥ人工血管で見出された
至適孔サイズ（６０−９０μｍ）よりも大きな１５０μ
ｍの直径として孔サイズをセットした。
【００３４】このように、生体工学的な設計コンセプト
に基づいた、柔軟なハイブリッド人工血管の原型を作製
した。犬の頸動脈において、設計した柔軟なハイブリッ
ド人工血管の広範なインビボ移植実験を実行した結果、
本発明にかかるハイブリッド人工血管は、柔軟性を維持
しつつ、高圧負荷条件下でも使用でき、しかも非血栓形
成性の高性能な人工血管であることが実証された。
に基づいた、柔軟なハイブリッド人工血管の原型を作製
した。犬の頸動脈において、設計した柔軟なハイブリッ
ド人工血管の広範なインビボ移植実験を実行した結果、
本発明にかかるハイブリッド人工血管は、柔軟性を維持
しつつ、高圧負荷条件下でも使用でき、しかも非血栓形
成性の高性能な人工血管であることが実証された。
【００３５】
【発明の効果】本発明によれば、柔軟性を維持しつつ、
高圧負荷条件下でも使用でき、しかも非血栓形成性の高
性能なハイブリッド人工血管を提供することができる。
高圧負荷条件下でも使用でき、しかも非血栓形成性の高
性能なハイブリッド人工血管を提供することができる。
【図１】 本発明のハイブリッド人工血管の一実施形態
を示す断面図である。
を示す断面図である。
【図２】 本発明のハイブリッド人工血管の製造方法の
一例を示す概略フロー図である。
一例を示す概略フロー図である。
【図３】 本発明に係る実施例で製造したハイブリッド
人工血管表面の微細孔形成状態を示す拡大図である。
人工血管表面の微細孔形成状態を示す拡大図である。
【図４】 本発明に係る実施例の結果を示す各種血管の
圧力と直径の関係を示すグラフである。
圧力と直径の関係を示すグラフである。
【図５】 本発明に係る実施例の結果を示す各種血管の
圧力と外径変化の関係を示すグラフである。
圧力と外径変化の関係を示すグラフである。
【図６】 本発明に係る実施例の結果を示すＳＰＵフィ
ルムの厚さと剛性パラメータとの関係を示すグラフであ
る。
ルムの厚さと剛性パラメータとの関係を示すグラフであ
る。
１ ハイブリッド人工血管
２ 内層
３ 中間層
４ 外層
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
Ｆターム(参考） 4C081 AB13 BA01 CA21 CD12 CD34
DB03 DC04
4C097 AA15 BB01 CC02 DD01 EE09
FF05
Claims (2)
- 【請求項１】 血管内皮細胞からなる内層と、該内層に
設けられたコラーゲンに平滑筋細胞を埋め込んでなる中
間層と、該中間層上に設けられ微細孔を持った合成樹脂
からなる外層とを含むことを特徴とするハイブリッド人
工血管。 - 【請求項２】 前記外層が微細孔形成ポリウレタンフィ
ルムで形成されたことを特徴とする請求項１に記載のハ
イブリッド人工血管。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2001219682A JP2003024351A (ja) | 2001-07-19 | 2001-07-19 | ハイブリッド人工血管 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2001219682A JP2003024351A (ja) | 2001-07-19 | 2001-07-19 | ハイブリッド人工血管 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2003024351A true JP2003024351A (ja) | 2003-01-28 |
Family
ID=19053639
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2001219682A Pending JP2003024351A (ja) | 2001-07-19 | 2001-07-19 | ハイブリッド人工血管 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2003024351A (ja) |
Cited By (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007268239A (ja) * | 2006-03-07 | 2007-10-18 | National Cardiovascular Center | 人工血管 |
| JP2008509767A (ja) * | 2004-08-19 | 2008-04-03 | アエスクラップ アーゲー ウント コー カーゲー | 管状の補助器具の助けを借りて天然脈管の切片にジャケットをかぶせる方法 |
| JP2011206203A (ja) * | 2010-03-29 | 2011-10-20 | Kawasumi Lab Inc | 神経再生チューブ及び神経再生チューブの製造方法 |
| CN103006349A (zh) * | 2012-12-26 | 2013-04-03 | 天津市赛宁生物工程技术有限公司 | 体外培养的组织工程血管 |
| US8500822B2 (en) | 2004-06-01 | 2013-08-06 | Dai Nippon Printing Co., Ltd. | Artificial tissue construct and method for producing the same |
| KR101569680B1 (ko) | 2014-11-07 | 2015-11-17 | 한국기계연구원 | 인공 혈관 제조 장치 및 제조 방법 |
| WO2016068292A1 (ja) * | 2014-10-31 | 2016-05-06 | 富士フイルム株式会社 | 管状構造物、管状構造物を製造するための装置、及び管状構造物の製造方法 |
| WO2016138701A1 (zh) * | 2015-03-05 | 2016-09-09 | 刘畅 | 一种人工血管及其制备方法 |
-
2001
- 2001-07-19 JP JP2001219682A patent/JP2003024351A/ja active Pending
Cited By (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8500822B2 (en) | 2004-06-01 | 2013-08-06 | Dai Nippon Printing Co., Ltd. | Artificial tissue construct and method for producing the same |
| US9034648B2 (en) | 2004-06-01 | 2015-05-19 | Dai Nippon Printing Co., Ltd. | Artificial tissue construct and method for producing the same |
| JP2008509767A (ja) * | 2004-08-19 | 2008-04-03 | アエスクラップ アーゲー ウント コー カーゲー | 管状の補助器具の助けを借りて天然脈管の切片にジャケットをかぶせる方法 |
| JP2007268239A (ja) * | 2006-03-07 | 2007-10-18 | National Cardiovascular Center | 人工血管 |
| JP2011206203A (ja) * | 2010-03-29 | 2011-10-20 | Kawasumi Lab Inc | 神経再生チューブ及び神経再生チューブの製造方法 |
| CN103006349A (zh) * | 2012-12-26 | 2013-04-03 | 天津市赛宁生物工程技术有限公司 | 体外培养的组织工程血管 |
| JPWO2016068292A1 (ja) * | 2014-10-31 | 2017-08-17 | 富士フイルム株式会社 | 管状構造物、管状構造物を製造するための装置、及び管状構造物の製造方法 |
| WO2016068292A1 (ja) * | 2014-10-31 | 2016-05-06 | 富士フイルム株式会社 | 管状構造物、管状構造物を製造するための装置、及び管状構造物の製造方法 |
| US10576184B2 (en) | 2014-10-31 | 2020-03-03 | Fujifilm Corporation | Tubular structure, device for manufacturing tubular structure, and method for manufacturing tubular structure |
| JP2019030733A (ja) * | 2014-10-31 | 2019-02-28 | 富士フイルム株式会社 | 管状構造物、管状構造物を製造するための装置、及び管状構造物の製造方法 |
| KR101569680B1 (ko) | 2014-11-07 | 2015-11-17 | 한국기계연구원 | 인공 혈관 제조 장치 및 제조 방법 |
| CN105983134A (zh) * | 2015-03-05 | 2016-10-05 | 刘畅 | 一种人工血管及其制备方法 |
| US10507096B2 (en) | 2015-03-05 | 2019-12-17 | Chang Liu | Artificial blood vessel and preparation method thereof |
| WO2016138701A1 (zh) * | 2015-03-05 | 2016-09-09 | 刘畅 | 一种人工血管及其制备方法 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US4990131A (en) | Tubular prostheses for vascular reconstructive surgery and process for preparing same | |
| Huynh et al. | Remodeling of an acellular collagen graft into a physiologically responsive neovessel | |
| JP6599850B2 (ja) | 人工血管グラフト | |
| Hanel et al. | Current PTFE grafts: a biomechanical, scanning electron, and light microscopic evaluation. | |
| AU728848B2 (en) | Tubular submucosal graft constructs | |
| US5879383A (en) | Blood contact surfaces using endothelium on a subendothelial matrix | |
| JP6248051B2 (ja) | 脱細胞化血管シートを用いた人工血管 | |
| US11648011B2 (en) | Luminal grafts and methods of making and using the same | |
| He et al. | Arterial replacement with compliant hierarchic hybrid vascular graft: biomechanical adaptation and failure | |
| US20060257447A1 (en) | Composite graft | |
| JPH05344988A (ja) | 三層構造の人工血管 | |
| JPH11299901A (ja) | ステント及びその製造方法 | |
| JPH04242642A (ja) | ハイブリッド人工血管及びその製造方法 | |
| JP2003024351A (ja) | ハイブリッド人工血管 | |
| JP2004188037A (ja) | コラーゲン製人工血管 | |
| JP5676115B2 (ja) | 弁付人工血管及び弁付人工血管用柱状芯基材並びに弁付人工血管の製造方法 | |
| JP2003180818A (ja) | 管腔形成誘導性材料および体内挿入用器具 | |
| JP4735111B2 (ja) | 人工弁を有するステント | |
| Matsuda et al. | Newly designed compliant hierarchic hybrid vascular grafts wrapped with a microprocessed elastomeric film—I: Fabrication procedure and compliance matching | |
| JP6529090B2 (ja) | ｉｎ ｓｉｔｕティッシュ・エンジニアリング | |
| He et al. | Newly designed compliant hierarchic hybrid vascular graft wrapped with microprocessed elastomeric film—II: morphogenesis and compliance change upon implantation | |
| WO2000035372A2 (en) | Multiple matrices for engineered tissues | |
| Baier et al. | Physiochemical properties of stabilized umbilical vein | |
| Sullivan et al. | Small-diameter vascular grafts | |
| CN111700710B (zh) | 一种组织工程材料用模板及组织工程材料 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20080410 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20090609 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20090611 |
|
| A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20091020 |