【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、小口径でも開存率の良好な人工血管に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、人工血管としては、ポリエステル樹脂やＰＴＦＥ樹脂製のメッシュからなるチューブが古くから実用化されており、小口径化や開存率向上などを課題として研究が進められている。現在までに検討されている技術は、主に、抗血栓材料として実績のあるセグメント化ポリウレタンチューブを使用したもの、グラフト鎖などを利用してヘパリンなどの抗血栓物質を表面に固定した人工血管材料などがある。
【０００３】
一方、人工材料以外で人工血管を作成する検討もある。例えば、生体内へ人工物を埋入した際にこれを被覆するように形成される組織体である。該組織体は繊維質を含有しているため、物理的強度に優れており、組織適合性と血液適合性に優れた材料として検討がなされた（Ｃｈａｍｂｅｌｌ ｅｔ ａｌ， Ｎｏｖｅｌ Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｇｒａｆｔ Ｇｒｏｗｎ Ｗｉｔｈｉｎ Ｒｅｃｉｐｉｅｎｔ’ｓ Ｏｗｎ Ｐｅｒｉｔｏｎｅａｌ Ｃａｖｉｔｙ， Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ Ｒｅｓｅａｒｃｈ， １１７３， １９９９）。
【０００４】
生体内へ埋入した人工物の周囲を被覆するように形成される組織体で人工血管を作製する場合、一般には、人工物を生体内に埋入し、一定期間保持した後に摘出し、人工物の表面に形成された組織体をアルコールなどで脱細胞処理して多孔構造体とする方法がとられている。そして、埋入する人工物の材質としては、生体内で不活性であることが知られているシリコン樹脂、塩化ビニル樹脂、低密度ポリエチレンなどが検討されている。
【０００５】
【非特許文献１】
Ｃｈａｍｂｅｌｌ ｅｔ ａｌ， Ｎｏｖｅｌ Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｇｒａｆｔ Ｇｒｏｗｎ Ｗｉｔｈｉｎ Ｒｅｃｉｐｉｅｎｔ’ｓ Ｏｗｎ Ｐｅｒｉｔｏｎｅａｌ Ｃａｖｉｔｙ， Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ Ｒｅｓｅａｒｃｈ， １１７３， １９９９
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
生体内へ埋入した人工物の周囲を被覆するように形成される組織体を利用した従来の人工血管では次のような問題があった。
【０００７】
生体内から摘出した組織体をアルコールなどで脱細胞処理して得られる多孔構造体の密度、柔軟性、空孔率、肉厚などを制御する技術が未だに確立されていない。即ち、形成される組織体の肉厚などは、人工物の埋入期間とある程度相関があるものの、宿主である生体の状態や人工物の埋入場所、埋入後の感染状態などによって形成される組織体の物性が大きく異なり、再現性のある組織体が得られていない。
【０００８】
人工物自体に埋入期間中の寸法安定性がなければ、得られる組織体の寸法、形状に再現性を得ることはできないが、形成される組織体の物性が人工物の材料によってある程度決定されてしまい、組織体の物性の調整が不可能である。例えば、従来検討されている人工物のうち、シリコンを埋入した際に形成される組織体は硬く伸びにくく、人工血管としては不適であり、塩化ビニル樹脂や低密度ポチエチレンでは柔軟すぎて物理的強度が不足する傾向がある。
【０００９】
その一方で、人工血管へ要求される特性として、材料自体が弾性力学的に生体血管に近似なＳ−Ｓ曲線（低血圧領域では高いコンプライアンスで低弾性であり、高血圧領域では低血圧領域よりも低いコンプライアンスの高弾性である特性）を示し、さらに移植しようとする部位によってそれぞれ異なるコンプライアンスβ値（例えば、ヒト冠状動脈は約４０、大腿動脈は約２０、頚動脈は約５）を有している必要がある。なぜならば、コンプライアンス値が異なる人工血管を生体血管へ吻合すると、血流による血管の拍動に伴う収縮挙動が互いに異なる結果、吻合部分において機械的ストレスが常時負荷されることになる。この機械的ストレスは吻合部において生体組織の肥厚を惹起し、この肥厚組織が吻合部周辺で血管狭窄さらには血管閉塞を引き起こすこととなる。
【００１０】
また、これら組織体を人工血管として利用した場合、内壁に内皮細胞が生着することで抗血栓性を向上させる効果が期待でき、外周に血管平滑筋細胞を生着させて血管ポンプの機能を付与させることが期待できるが、このためには組織体の密度（空孔率）や孔径が、細胞が生着するために適している必要がある。
【００１１】
従って、これら生体内で形成させた組織体を人工血管として利用するためには、埋入期間の調整により組織体の肉厚を調整するだけでなく、組織体の柔軟性などを支配する要素である組織体中の繊維質の比率や脱細胞処理後の密度（空孔率）などを厳密に制御する必要があるが、このような課題は未だ解決されていないのが現状である。
【００１２】
更に、従来は人工血管として適用できる強度を有する組織体が形成されるまでには、３ヶ月以上もの埋入期間が必要であり、埋入する宿主への侵襲期間が長くなるという問題もあった。
【００１３】
本発明は、上記従来の問題点を解決し、繊維質の比率や密度などが制御された組織体を従来よりも短い人工物埋入期間で再現性良く形成させ、この組織体から内径６ｍｍ以下の小口径であっても長期に亘り高い開存率を維持し得る人工血管、特に、分岐部を有する人工血管を提供することを目的とする。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
本発明の人工血管は、生体内へ埋入した人工物の周辺に形成される管状の組織体を脱細胞処理することにより得られる人工血管において、該人工物が、
▲１▼ メチルメタクリレート、スチレン、２，２，２−トリフルオロエチレンメタクリレート、Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド、メタクリル酸ナトリウム及び（Ｎ，Ｎ−ジメチルアミノプロピルアクリルアミド）メチオダイドからなる群から選択されるモノマーの１種又は２種以上を表面にグラフト重合したアクリル樹脂
又は
▲２▼ メチルメタクリレートを表面にグラフト重合したアクリル樹脂の表面をジチオカーボネートポリマーでコーティングしたもの
であることを特徴とする。
【００１５】
即ち、本発明者らは、本発明の目的を達成すべく鋭意検討した結果、生体内に埋入する人工物の表面の性質に注目し、該人工物の表面の性質と形成される組織体の性質に関連があること、上記▲１▼又は▲２▼の特定の人工物、即ち、特定のモノマーの導入、更にはコーティングにより表面の性状を調整したアクリル樹脂を用いることにより、生体内で再現性良く繊維質の比率や密度などが制御された組織体を従来よりも短い人工物埋入期間にて形成させることができ、この組織体から内径６ｍｍ以下の小口径であっても長期に亘り高い開存率を維持し得る人工血管、更には分岐部を有する人工血管を提供することができることを見出し、本発明を完成させた。
【００１６】
本発明で用いる人工物は、アクリル樹脂の表面がモノマーの導入、更にはコーティングにより改質されたことにより、得られる組織体は人工血管としての十分な強度と耐久性を有し、しかも柔軟性にも優れ、この結果、小口径でも開存率の良好な人工血管が提供される。
【００１７】
【発明の実施の形態】
以下に本発明の人工血管の実施の形態を詳細に説明する。
【００１８】
本発明の人工血管は、生体内へ埋入した人工物の周辺に形成される管状の組織体を脱細胞処理することにより得られるものである。
【００１９】
ここでいう生体とはヒト、ヤギ、ウシ、イヌ、ウサギ、ラット、マウスなど動物界に分類される生物を意味する。
【００２０】
人工物の埋入部位としては例えば、人工物を受け入れる容積をある程度有する腹腔内や、四肢部、臀部又は背部などの臓器に近くない部位の皮下が好ましい。また、埋入には低侵襲な方法で行うことと動物愛護の精神を尊厳し、十分な麻酔下で最小限の切開術で行うことが好ましい。
【００２１】
埋入する人工物としては、埋入した際に変形することがない強度（硬度）を有しており、化学的安定性があり、滅菌などの負荷に耐性があり、生体を刺激する溶出物がない又は少ないことから、本発明においては、アクリル樹脂を基材とし、アクリル樹脂製の基材の表面にメチルメタクリレート、スチレン、２，２，２−トリフルオロエチレンメタクリレート、Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド、メタクリル酸ナトリウム、及び（Ｎ，Ｎ−ジメチルアミノプロピルアクリルアミド）メチオダイドからなる群から選択されるモノマーの１種又は２種以上をグラフト重合したものを用いる。
【００２２】
これらのモノマーをアクリル樹脂の表面に導入することにより、アクリル樹脂の表面の性状が改質され、良好な組織体を形成することができるようになる。
【００２３】
また、特にメチルメタクリレートをアクリル樹脂の表面にグラフト重合させた場合は、この表面を更に、ジチオカーボネートポリマーでコーティングしても良い。即ち、メチルメタクリレートをグラフト重合させたアクリル樹脂の表面は接触角が約７０°の疎水性であるが、これを若干強く、接触角で約８０°とすることで形成される組織体の性質を微妙に調整することが可能となる。
【００２４】
表面にグラフト重合させるモノマーの種類によって、得られる組織体の性質が変化するため、どのようなモノマーを導入したアクリル樹脂を使用するかは、人工血管を移植吻合する生体血管のコンプライアンスβ値を考慮して当業者によって適宜選択することができる。
【００２５】
これらのモノマーのアクリル樹脂表面へのグラフト重合は、例えばアクリル樹脂基材の表面に光重合開始剤を側鎖に有するポリスチレン誘導体を薄く塗布し、前記グラフト導入するモノマーの溶液へ浸漬して光開始グラフト重合することにより行うことが可能である。
【００２６】
また、メチルメタクリレートをグラフト重合させたアクリル樹脂の表面をジチオカーボネートポリマーでコーティングする方法としては、ジチオカーボネートポリマー溶液を噴霧する方法や、浸漬する方法等が挙げられる。
【００２７】
グラフト率は、Ｘ線光電子分光法で元素分率を測定することにより求めることができ、例えばポリメチルメタクリレートをグラフト導入する場合にはＯ／Ｃ比で０．３０〜０．５０、特に０．４０程度が、さらにこれをジチオカーボネートポリマーでコーティングする場合はＮ／Ｃ比で０．０２２〜０．０３２、特に０．０２７程度であり、Ｓ／Ｃ比で０．０４０〜０．０６０、特に０．０５４程度であることが好ましい。また、ポリスチレンをグラフト導入した場合はＯ／Ｃ比で０．０１〜０．０５、特に０．０３程度、ポリ（２，２，２−トリフルオロエチレンメタクリレート）をグラフト導入した場合はＯ／Ｃ比で０．３０〜０．４０、特に０．３５程度、Ｆ／Ｃ比で０．３５〜０．５５、特に０．４３程度、ポリ（Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド）をグラフト導入した場合はＮ／Ｃ比で０．１０〜０．３０、特に０．２０程度、Ｏ／Ｃ比で０．１０〜０．３０、特に０．１８程度、ポリメタクリル酸ナトリウムをグラフト導入した場合は、Ｏ／Ｃ比で０．４０〜０．６０、特に０．４９程度、Ｎａ／Ｃ比で０．１０〜０．３０、特に０．１６程度、ポリ（Ｎ，Ｎ−ジメチルアミノプロピルアクリルアミド）メチオダイドをグラフト導入した場合はＮ／Ｃ比で０．０５〜０．２５、特に０．１４程度、Ｏ／Ｃ比で０．０５〜０．２０、特に０．１３程度、Ｎ／Ｉ比で０．８〜１．５、特に１．２程度が好適であり、得られる組織体の物性を移植しようとする生体血管の物体に近づけるべく、これらモノマーの重合時間、モノマー濃度などをパラメターとして当業者によって適宜調整すれば良い。
【００２８】
また、本発明においては生体内へ埋入する人工物の表面には、増殖因子としての生理活性物質を表面被覆するなどして固定することが可能である。増殖因子を固定することで、組織体の形成を促進することが可能であり、これにより組織体の形成のための人工物の埋入期間を短縮することができる。また、形成される組織体に毛細血管を誘導することができ、脱細胞処理後の密度や柔軟性などの物性値を人工血管としてより好ましい値に調整することも可能となる。
【００２９】
このような生理活性物質としては、血管内皮増殖因子、インスリン様増殖因子、インスリン様増殖因子結合蛋白や繊維芽細胞増殖因子が使用可能であり、例えば、血管内皮増殖因子を使用すれば毛細血管の誘導と内皮化の促進が可能となり、繊維芽細胞増殖因子を固定すれば組織体の形成を促進して短期間の埋入で人工血管として有用な組織体を形成させることができる。また、インスリン様増殖因子又はインスリン様増殖因子結合蛋白を固定すれば組織体に筋繊維を誘導することができる。生理活性物質の固定量としてはいずれの生理活性物質も０．１〜１．０μｇ／ｃｍ２、特に０．５μｇ／ｃｍ２前後が好適であり、人工血管に要求される物性や形成させるまでの期間を考慮して、当業者によって適宜増減すれば良い。
【００３０】
埋入する人工物の形状としては、直径０．３〜１５．０ｍｍの棒状部を有するものであれば良く、これにより、人工物の直径（外径）をほぼ内径とする管状の組織体が得られる。この人工物が分岐部を有する場合には、分岐部以降の枝部分の径を同一のものを使用したり小さくしたりすることも可能であり、これにより種々の枝状の組織体を得ることができる。
【００３１】
組織体が形成された人工物は、人工物が直線状であれば生体内から摘出した後に、そのまま組織体から抜去すれば管状の組織体が得られ、直線状の人工血管とすることができる。また、人工物が分岐部を有する場合には生体内から摘出後に人工物のみを一部切断したり、破砕又は溶解することにより組織体から容易に除去することができ、分岐部を有する管状の組織体が得られる。この分岐部を有する組織体を用いた人工血管は、本発明の最も好ましい例である。即ち、血管の分岐部位は、血流が血管壁へぶつかるように当たっている部位であり、動脈瘤が発生しやすいが、このような分岐型人工血管であれば、これをそのまま動脈瘤の治療に使用することができる。
【００３２】
このようにして得られた組織体は、次いで脱細胞処理する。脱細胞処理の方法としては、コラゲナーゼなどの酵素処理によって細胞外マトリックスを溶出させて洗浄する方法やアルコールなどの水溶性有機溶媒で洗浄する方法があるが，グルタアルデヒドやホルムアルデヒドなどのアルデヒド化合物及び／又はメタノール、エタノール、イソプロピルアルコール等の水溶性有機溶媒で処理する方法がある。具体的には、アルデヒド化合物を終濃度１〜３％程度となるように調整し、組織体の体積の約５０倍量の固定液中へ組織体を２時間以上浸漬する方法が好ましい。これによってタンパク鎖のリジン残基などを架橋することで、組織体の構造を維持することが可能となる。
【００３３】
脱細胞処理の後の組織体は、更に凍結乾燥することにより、密度などを安定して制御することができる。脱細胞処理後に凍結乾燥せずに、アルコールなどの水溶性有機溶媒、燐酸緩衝生理食塩水、生理食塩水中で保存することも可能であるが、保存時の物性変化を抑制する意味でも凍結乾燥させることが好ましい。ここで乾燥方法としては、乾燥時の収縮現象において空孔の閉塞や繊維質の会合が起こる可能性があり、再現性良く人工血管として有用な物性を有する組織体を得られなくなる可能性があるため、凍結乾燥が好ましい。
【００３４】
本発明によれば、人工物の材質、導入するモノマーの種類やその導入量、表面に固定する生理活性物質の種類や固定量、埋入期間等を調整することによって、様々なコンプライアンスβ値を有する人工血管を形成することができる。従って、本発明においては、これらの条件を調整することにより、吻合する生体血管のコンプライアンスβ値に近いコンプライアンスβ値を有する人工血管を形成することが好ましい。例えば、ヒト冠状動脈であればコンプライアンスβ値は約４０であるが、ポリメチルメタクリレート鎖を表面にグラフト導入したアクリル樹脂製の人工物を１ヶ月間埋入して得られる組織体を脱細胞処理して得られる人工血管のコンプライアンスβ値は約４０となり、冠状動脈用の人工血管として有用である。
【００３５】
【実施例】
以下に実施例を挙げて本発明をより具体的に説明する。
【００３６】
実施例１
外径３ｍｍ、長さ３０ｍｍのアクリル樹脂製の丸棒（生体組織を物理的に必要以上に刺激しないように、丸棒表面は鏡面仕上げで両末端は半球状の曲面仕上げとした。）に光重合性開始剤を側鎖に有するポリスチレン誘導体を塗布し、常法によって精製したメチルメタクリレート・ベンゼン溶液中に浸漬して、光開始グラフト重合を行い、ポリメチルメタクリレート鎖を表面にグラフト導入した。グラフト率としては、Ｘ線光電子分光法により、Ｏ／Ｃ比で０．４であることが確認された。この丸棒を常法によりエチレンオキサイドガス滅菌した。
【００３７】
通常手技によって局所麻酔、剃毛されたウサギ背部の表皮をイソジン消毒後に速やかに約３０ｍｍ切開し、滅菌した丸棒を皮下組織の下へ埋入して縫合した。縫合部位はイソジンにて１日２回の消毒を行い、水は自由給水とし、飼料としてヘイキューブを体重に応じて適量給仕した。
【００３８】
埋入期間中、縫合部において感染の所見は認められず、抗生物質は一切使用する必要がなかった。埋入から１ヶ月後に埋入時と同様の手順にて丸棒を摘出した。摘出した丸棒は、全面が肉厚約１００ミクロンの組織体で均質に被覆されていた（図１参照）。
【００３９】
この組織体を１％ホルムアルデヒド及びエタノール中で洗浄して脱細胞処理した後、凍結乾燥して本発明の人工血管を得た。図２（ａ）はこの人工血管の径方向断面を光学顕微鏡によって観察した像の全体像であり、図２（ｂ）はその拡大像であるが、均質な多孔構造を有することが確認された。図２（ｃ）は同じ部位での電子顕微鏡像であるが、組織体に不規則な部分は存在せず、肉厚方向に対して均質な多孔体であることが分かる。
【００４０】
次に、この丸棒の埋入期間を１ヶ月から２、３、４ヶ月と延長したこと以外は同様にして組織体を生成させ、各々の組織体について、上記と同様にして脱細胞処理した後、コンプライアンスβ値を測定し、埋入期間との関係を調べたところ、図３に示す如く、コンプライアンスβ値は、経時的に増加した。
【００４１】
また、埋入期間が１ヶ月のものと４ヶ月のもので耐内圧試験を行うと、水の圧入によって内圧を２００ｍｍＨｇ（２６．６ｋＰａ）まで負荷しても破裂することなく、この時に外径は約１０％まで伸長した。この圧力負荷を０〜２００ｍｍＨｇの間で徐々に上下変化させ、繰り返し圧力負荷に対する外径の変化を確認したが、図４に示す如く、履歴回数によらず外径変化は同じ挙動を示し、本発明の人工血管が、血管の拍動に追従できる柔軟性を有していることが確認された。
【００４２】
実施例２
ポリメチルメタクリレート鎖をグラフト導入したアクリル製丸棒に繊維芽細胞増殖因子を０．５μｇ／ｃｍ２固定したこと以外は、すべて実施例１と同様の方法で埋入と摘出を行った。埋入２週間後に摘出するとすでに組織体が形成されており（図５参照）、繊維芽細胞増殖因子の固定によって組織体が形成されるまでの埋入期間の短縮が可能であることが分かった。
【００４３】
実施例３
固定する生理活性物質を内皮細胞増殖因子（０．５μｇ／ｃｍ２）としたこと以外は、すべて実施例２と同様の方法で埋入と摘出を行った。埋入２週間後にはまだ組織体は十分に形成されておらず（図６参照）、組織体が形成されるまでの期間を短縮する効果については繊維芽細胞増殖因子を固定した人工物の方が優れていることが分かった。しかしながら、埋入１ヶ月後には人工物周辺に十分に組織体が形成され（図７（ａ）参照）、しかも多くの毛細血管が誘導されていた（図７（ｂ）参照）。
【００４４】
この毛細血管は脱細胞処理の後に、連通性の良好な空孔部となり、内皮細胞増殖因子はコンプライアンスβ値を調整するのに有用な生理活性物質であることが分かった。この人工血管に形成された空孔部は細胞の生着、即ち、内壁に血管内皮細胞細胞を生着させて外周に平滑筋細胞を生着させるのに有効なものである。
【００４５】
実施例４
アクリル製丸棒からなる外径３ｍｍの人工物に、３ｍｍの同じ径の分岐枝を設け、Ｙ字型の人工物を得た。これを実施例１と同様の手法で表面にポリメチルメタクリレート鎖をグラフト導入した後、ウサギ背皮下部へ埋入して１ヶ月後に摘出した。図８は摘出時の様子であり、図９は摘出した人工物である。Ｙ字型の人工物を被覆するように組織体が形成されており、分岐型人工血管に有用な組織体が形成されていることが分かった。
【００４６】
【発明の効果】
以上詳述した通り、本発明によれば、生体内へ埋入した人工物の周辺に形成される管状の組織体を脱細胞処理することにより得られる人工血管において、表面性状が改良された人工物を用いることにより、生体内で再現性良く繊維質の比率や密度などが制御された組織体を従来よりも短い人工物埋入期間にて形成し、この組織体から内径６ｍｍ以下の小口径であっても長期に亘り高い開存率を維持し得る人工血管、特に、分岐部を有する人工血管を容易に提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】実施例１において、人工物を埋入１ヶ月後に摘出した際の写真である。
【図２】（ａ）図は実施例１で作成した人工血管の光学顕微鏡像（全体像）であり、（ｂ）図はその部分拡大像、（ｃ）図は電子顕微鏡像である。
【図３】実施例１における埋入期間と得られる人工血管のコンプライアンスβ値の関係を示すグラフである。
【図４】実施例１おける１ヶ月埋入品と４ヶ月埋入品の繰り返し耐内圧試験結果を示すグラフである。
【図５】実施例２において、繊維芽細胞増殖因子を固定した人工物を埋入２週間後に摘出した際の写真である。
【図６】実施例３において、内皮細胞増殖因子を固定した人工物を埋入２週間後に摘出した際の写真である。
【図７】（ａ）図は実施例３において内皮細胞増殖因子を固定した人工物を埋入１ヶ月後に摘出した際の写真であり、（ｂ）図はその周辺組織の写真である。
【図８】実施例４において、Ｙ型人工物を埋入１ヶ月後に摘出した際の写真である。
【図９】実施例４において摘出された、組織体に被覆されたＹ字型人工物の写真である。[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to an artificial blood vessel having a good patency rate even with a small diameter.
[0002]
[Prior art]
Conventionally, as artificial blood vessels, tubes made of meshes made of polyester resin or PTFE resin have been put into practical use for a long time, and research has been promoted to reduce the diameter and improve the patency rate. The technologies studied so far are mainly those using segmented polyurethane tubing, which has a proven track record as an antithrombotic material, and artificial vascular materials in which an antithrombotic substance such as heparin is immobilized on the surface using a graft chain or the like. and so on.
[0003]
On the other hand, there is also a study of creating an artificial blood vessel using an artificial material. For example, a tissue body formed so as to cover an artificial object when implanted in a living body. Since the tissue body contains fibrous material, it has excellent physical strength and has been studied as a material having excellent tissue compatibility and blood compatibility (Chambell et al, Novel Vascular Graft Grown With Recipient's). Own Peritonial Cavity, Circulation Research, 1173, 1999).
[0004]
When an artificial blood vessel is produced from a tissue formed so as to cover the periphery of an artificial object implanted in a living body, generally, the artificial object is implanted in the living body, removed after being kept for a certain period of time, and extracted. There is a method in which a tissue formed on the surface of an object is decellularized with alcohol or the like to obtain a porous structure. As the material of the artificial object to be implanted, silicon resin, vinyl chloride resin, low-density polyethylene, and the like, which are known to be inactive in a living body, are being studied.
[0005]
[Non-patent document 1]
Chambell et al, Novel Vascular Graft Grown With Recipients' Own Peripheral Cavity, Circulation Research, 1173, 1999.
[0006]
[Problems to be solved by the invention]
A conventional artificial blood vessel using a tissue formed so as to cover the periphery of an artificial object embedded in a living body has the following problems.
[0007]
Techniques for controlling the density, flexibility, porosity, wall thickness, and the like of a porous structure obtained by decellularizing a tissue extracted from a living body with alcohol or the like have not yet been established. That is, although the thickness of the formed tissue has a certain correlation with the implantation period of the artificial object, it is formed depending on the state of the living organism as a host, the implantation site of the artificial object, the infection state after implantation, and the like. The physical properties of these tissues differ greatly, and reproducible tissues have not been obtained.
[0008]
If the prosthesis itself does not have dimensional stability during the implantation period, reproducibility of the size and shape of the obtained tissue cannot be obtained, but the physical properties of the formed tissue are determined to some extent by the material of the prosthesis. It is impossible to adjust the physical properties of the organization. For example, among the conventionally studied artificial materials, the tissue body formed when silicon is implanted is hard and hard to stretch, is not suitable as an artificial blood vessel, and is too flexible with vinyl chloride resin or low density Strength tends to be insufficient.
[0009]
On the other hand, as a characteristic required for an artificial blood vessel, the material itself is an SS curve that is elastically approximate to a living blood vessel (high compliance and low elasticity in a low blood pressure region, and is higher in a high blood pressure region than in a low blood pressure region). It exhibits low compliance and high elasticity, and also has different compliance β values (eg, about 40 for human coronary artery, about 20 for femoral artery, and about 5 for carotid artery) depending on the site to be implanted. There is a need. This is because, when an artificial blood vessel having a different compliance value is anastomosed to a living blood vessel, the contraction behavior accompanying the pulsation of the blood vessel due to the blood flow is different from each other, so that mechanical stress is always applied to the anastomotic portion. This mechanical stress causes thickening of the living tissue at the anastomosis, and this thickened tissue causes vascular stenosis and vascular occlusion around the anastomosis.
[0010]
In addition, when these tissues are used as artificial blood vessels, the effect of improving the antithrombotic property can be expected by engrafting endothelial cells on the inner wall, and engrafting vascular smooth muscle cells on the outer periphery to improve the function of the vascular pump. It can be expected that the cells will be provided, but for this purpose, the density (porosity) and pore size of the tissue must be suitable for the cells to survive.
[0011]
Therefore, in order to use these tissue bodies formed in the living body as artificial blood vessels, not only the thickness of the tissue body is adjusted by adjusting the implantation period, but also the factors governing the flexibility and the like of the tissue body. It is necessary to strictly control the ratio of fibrous material in a certain tissue or the density (porosity) after decellularization, but such a problem has not yet been solved.
[0012]
Further, conventionally, an implanting period of 3 months or more is required until a tissue having strength that can be used as an artificial blood vessel is formed, and there has been a problem that the invasion period to the host to be implanted becomes long. .
[0013]
The present invention solves the above-mentioned conventional problems, and allows a tissue having a controlled fiber ratio or density to be formed with good reproducibility in a shorter period of embedding an artificial object than before, and has an inner diameter of 6 mm or less from this tissue. It is an object of the present invention to provide an artificial blood vessel which can maintain a high patency rate for a long period of time even with a small diameter of the above, particularly an artificial blood vessel having a branch portion.
[0014]
[Means for Solving the Problems]
The artificial blood vessel of the present invention is an artificial blood vessel obtained by decellularizing a tubular tissue formed around a prosthesis embedded in a living body.
{Circle around (1)} A monomer selected from the group consisting of methyl methacrylate, styrene, 2,2,2-trifluoroethylene methacrylate, N, N-dimethylacrylamide, sodium methacrylate, and (N, N-dimethylaminopropylacrylamide) methiodide It is characterized in that the surface of an acrylic resin having one or more kinds graft-polymerized on its surface or (2) an acrylic resin having its surface graft-polymerized with methyl methacrylate is coated with a dithiocarbonate polymer.
[0015]
That is, the present inventors have conducted intensive studies to achieve the object of the present invention, and as a result, focused on the surface properties of an artificial object implanted in a living body, In the living body by using the specific artificial product of the above (1) or (2), that is, the introduction of a specific monomer, and the use of an acrylic resin whose surface properties have been adjusted by coating. It is possible to form a tissue in which the ratio and density of fibrous materials are controlled with good reproducibility in a shorter artificial implantation period than in the past. The present inventors have found that it is possible to provide an artificial blood vessel that can maintain a high patency rate over the whole, and an artificial blood vessel having a branch portion, and have completed the present invention.
[0016]
The artificial material used in the present invention has a structure in which the surface of the acrylic resin is modified by introduction of a monomer and further by coating, so that the obtained tissue has sufficient strength and durability as an artificial blood vessel, and is flexible. As a result, an artificial blood vessel having a good patency rate even with a small diameter is provided.
[0017]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the artificial blood vessel of the present invention will be described in detail.
[0018]
The artificial blood vessel of the present invention is obtained by decellularizing a tubular tissue formed around an artificial object implanted in a living body.
[0019]
The living body referred to here means an organism classified in the animal kingdom such as a human, a goat, a cow, a dog, a rabbit, a rat, and a mouse.
[0020]
For example, the implanted portion of the artificial product is preferably in the abdominal cavity, which has a certain volume for receiving the artificial product, or subcutaneously in a site that is not close to an organ such as a limb, buttocks, or back. In addition, it is preferable to perform the implantation in a minimally invasive manner and with a minimum incision under sufficient anesthesia, while respecting the spirit of animal welfare.
[0021]
As a prosthesis to be implanted, it has strength (hardness) that does not deform when implanted, has chemical stability, is resistant to loads such as sterilization, and elutes that stimulates the living body Since there is no or little, in the present invention, an acrylic resin is used as a base material, and methyl methacrylate, styrene, 2,2,2-trifluoroethylene methacrylate, N, N-dimethylacrylamide is formed on the surface of an acrylic resin base material. , Sodium methacrylate, and (N, N-dimethylaminopropylacrylamide) methiodide obtained by graft polymerization of one or more monomers selected from the group consisting of:
[0022]
By introducing these monomers to the surface of the acrylic resin, the properties of the surface of the acrylic resin are modified, and a good tissue can be formed.
[0023]
In particular, when methyl methacrylate is graft-polymerized on the surface of an acrylic resin, this surface may be further coated with a dithiocarbonate polymer. In other words, the surface of the acrylic resin obtained by graft polymerization of methyl methacrylate is hydrophobic with a contact angle of about 70 °, but this is slightly stronger. Fine adjustment is possible.
[0024]
Depending on the type of monomer to be graft-polymerized on the surface, the properties of the resulting tissue will vary.Therefore, the type of monomer-introduced acrylic resin should be determined in consideration of the compliance β value of the living blood vessel to which the artificial blood vessel is grafted and anastomosed. Then, it can be appropriately selected by those skilled in the art.
[0025]
For the graft polymerization of these monomers onto the acrylic resin surface, for example, a thin film of a polystyrene derivative having a photopolymerization initiator in the side chain is applied to the surface of the acrylic resin base material, and immersed in the solution of the monomer to be graft-introduced to initiate photopolymerization. It can be carried out by graft polymerization.
[0026]
Examples of a method of coating the surface of an acrylic resin obtained by graft polymerization of methyl methacrylate with a dithiocarbonate polymer include a method of spraying a dithiocarbonate polymer solution and a method of dipping.
[0027]
The graft ratio can be determined by measuring the element fraction by X-ray photoelectron spectroscopy. For example, when polymethyl methacrylate is graft-introduced, the O / C ratio is 0.30 to 0.50, especially 0.1 to 0.5. When it is further coated with a dithiocarbonate polymer, the N / C ratio is about 0.022 to 0.032, especially about 0.027, and the S / C ratio is about 0.040 to 0.060, especially about 40. It is preferably about 0.054. When polystyrene is grafted, the O / C ratio is 0.01 to 0.05, particularly about 0.03. When poly (2,2,2-trifluoroethylene methacrylate) is grafted, O / C ratio is O / C. When poly (N, N-dimethylacrylamide) is graft-introduced at a ratio of 0.30 to 0.40, particularly about 0.35, and at an F / C ratio of about 0.35 to 0.55, particularly about 0.43, When sodium polymethacrylate is graft-introduced with an N / C ratio of 0.10 to 0.30, particularly about 0.20, and an O / C ratio of 0.10 to 0.30, particularly about 0.18, O A poly / (N, N-dimethylaminopropylacrylamide) methiodide having a / C ratio of about 0.40 to 0.60, especially about 0.49, and a Na / C ratio of about 0.10 to 0.30, especially about 0.16, N / C when graft is introduced 0.05 to 0.25, especially about 0.14, O / C ratio of about 0.05 to 0.20, especially about 0.13, N / I ratio of 0.8 to 1.5, especially 1. About 2 is preferable, and the polymerization time and monomer concentration of these monomers may be appropriately adjusted as parameters by a person skilled in the art in order to bring the physical properties of the obtained tissue body closer to the body vessel to be transplanted.
[0028]
In the present invention, a physiologically active substance as a growth factor can be immobilized on the surface of an artificial object to be implanted in a living body by coating the surface. By fixing the growth factor, it is possible to promote the formation of a tissue body, thereby shortening the period for embedding the prosthesis for forming the tissue body. In addition, capillaries can be induced in the formed tissue, and physical properties such as density and flexibility after decellularization can be adjusted to more preferable values as artificial blood vessels.
[0029]
As such a physiologically active substance, vascular endothelial growth factor, insulin-like growth factor, insulin-like growth factor-binding protein and fibroblast growth factor can be used. The induction and endothelialization can be promoted, and if fibroblast growth factor is fixed, the formation of a tissue can be promoted and a tissue useful as an artificial blood vessel can be formed by short-term implantation. In addition, if insulin-like growth factor or insulin-like growth factor-binding protein is immobilized, muscle fibers can be induced in the tissue. Physiologically active substances either as a fixed amount of the physiologically active substances 0.1~1.0μg / cm 2, is suitable in particular 0.5 [mu] g / cm 2 before and after, to thereby physical properties and form required for the artificial blood vessel A person skilled in the art may appropriately increase or decrease the length in consideration of the period.
[0030]
The shape of the prosthesis to be implanted may be a shape having a rod-like portion having a diameter of 0.3 to 15.0 mm. can get. When this artificial object has a branch portion, it is possible to use the same or smaller diameter of the branch portion after the branch portion, thereby obtaining various branch-like tissues. Can be.
[0031]
If the prosthesis in which the tissue is formed is extracted from the living body if the prosthesis is linear, a tubular tissue can be obtained by directly removing the prosthesis from the tissue to obtain a linear prosthesis. . In addition, when the artificial object has a branch portion, only the artificial object is partially cut after being extracted from the living body, or can be easily removed from the tissue body by crushing or dissolving, and a tubular shape having a branch portion. An organization is obtained. An artificial blood vessel using a tissue having a branch portion is the most preferable example of the present invention. That is, the bifurcation of the blood vessel is a part where the blood flow hits the blood vessel wall so that an aneurysm is likely to occur, but if such a bifurcated artificial blood vessel is used, it is used for the treatment of the aneurysm as it is can do.
[0032]
The tissue thus obtained is then decellularized. As a method of the decellularization treatment, there is a method in which the extracellular matrix is eluted and washed with an enzyme treatment such as collagenase or a method in which the extracellular matrix is washed with a water-soluble organic solvent such as alcohol. However, aldehyde compounds such as glutaraldehyde and formaldehyde and / or Alternatively, there is a method of treating with a water-soluble organic solvent such as methanol, ethanol, or isopropyl alcohol. Specifically, a method is preferred in which the aldehyde compound is adjusted to have a final concentration of about 1 to 3%, and the tissue is immersed in a fixative of about 50 times the volume of the tissue for 2 hours or more. This makes it possible to maintain the structure of the tissue by cross-linking lysine residues and the like of the protein chain.
[0033]
The tissue after decellularization can be further freeze-dried to stably control the density and the like. It is possible to store in a water-soluble organic solvent such as alcohol, phosphate-buffered saline, or saline without freeze-drying after decellularization, but freeze-dry also to suppress changes in physical properties during storage. Is preferred. Here, as the drying method, there is a possibility that pores may be closed or fibrous association may occur in the shrinkage phenomenon during drying, and there is a possibility that a tissue having useful properties as an artificial blood vessel with good reproducibility may not be obtained. Therefore, freeze-drying is preferable.
[0034]
According to the present invention, various compliance β values can be adjusted by adjusting the material of the artificial product, the type and amount of the introduced monomer, the amount of the introduced monomer, the type and the amount of the physiologically active substance fixed to the surface, the implantation period, and the like. The artificial blood vessel which has it can be formed. Therefore, in the present invention, it is preferable to form an artificial blood vessel having a compliance β value close to the compliance β value of a living blood vessel to be anastomosed by adjusting these conditions. For example, in the case of a human coronary artery, the compliance β value is about 40, but a tissue obtained by embedding an artificial product made of an acrylic resin having a polymethyl methacrylate chain grafted on the surface for one month is decellularized. The resulting artificial blood vessel has a compliance β value of about 40, which is useful as an artificial blood vessel for coronary arteries.
[0035]
【Example】
Hereinafter, the present invention will be described more specifically with reference to examples.
[0036]
Example 1
Light on an acrylic resin round bar with an outer diameter of 3 mm and a length of 30 mm (the round bar surface was mirror-finished and both ends were hemispherical curved surfaces so as not to physically irritate the living tissue more than necessary). A polystyrene derivative having a polymerizable initiator in the side chain was applied thereto, immersed in a methylmethacrylate / benzene solution purified by a conventional method, and photoinitiated graft polymerization was performed to graft polymethylmethacrylate chains onto the surface. The graft ratio was confirmed by X-ray photoelectron spectroscopy to be 0.4 in O / C ratio. This round bar was sterilized with ethylene oxide gas by a conventional method.
[0037]
The epidermis on the back of the rabbit, which had been locally anesthetized and shaved by the usual procedure, was dissected immediately after disinfection with isodine, about 30 mm in length, and a sterilized round bar was inserted under the subcutaneous tissue and sutured. The suturing site was disinfected twice a day with isodine, water was freely supplied, and an appropriate amount of Heycube was fed as a feed according to the body weight.
[0038]
No signs of infection were found at the sutures during the implantation period and no antibiotics were required. One month after implantation, a round bar was extracted in the same procedure as at the time of implantation. The entire round surface of the extracted rod was uniformly covered with a tissue having a thickness of about 100 microns (see FIG. 1).
[0039]
The tissue was washed in 1% formaldehyde and ethanol, decellularized, and lyophilized to obtain the artificial blood vessel of the present invention. FIG. 2A is an overall image of an image obtained by observing a radial cross section of the artificial blood vessel with an optical microscope, and FIG. 2B is an enlarged image of the image. It was confirmed that the artificial blood vessel had a uniform porous structure. . FIG. 2 (c) is an electron microscope image of the same site. It can be seen that there is no irregular part in the tissue body and the porous body is homogeneous in the thickness direction.
[0040]
Next, tissue bodies were generated in the same manner except that the implantation period of this round bar was extended from one month to 2, 3, and 4 months, and each tissue body was decellularized in the same manner as described above. Thereafter, the compliance β value was measured and the relationship with the implantation period was examined. As shown in FIG. 3, the compliance β value increased with time.
[0041]
In addition, when the internal pressure resistance test is performed with the embedding period of one month and four months, even if the internal pressure is increased to 200 mmHg (26.6 kPa) by water injection, the inner diameter does not burst. It extended to about 10%. This pressure load was gradually changed up and down between 0 and 200 mmHg, and the change in the outer diameter with respect to the repeated pressure load was confirmed. However, as shown in FIG. It was confirmed that the artificial blood vessel of the invention had flexibility to follow the pulsation of the blood vessel.
[0042]
Example 2
Except for fixing fibroblast growth factor to 0.5 μg / cm 2 on an acrylic round bar grafted with a polymethyl methacrylate chain, embedding and extraction were performed in the same manner as in Example 1. When extirpated two weeks after implantation, the tissue was already formed (see FIG. 5), and it was found that the fixation of fibroblast growth factor could shorten the implantation period until the tissue was formed. .
[0043]
Example 3
Except that the physiologically active substance to be fixed was endothelial cell growth factor (0.5 μg / cm 2 ), implantation and extraction were performed in the same manner as in Example 2 in all cases. Two weeks after implantation, the tissue is not yet sufficiently formed (see FIG. 6), and the effect of shortening the period until the formation of the tissue is less than that of the artificial product in which fibroblast growth factor is fixed. Turned out to be excellent. However, one month after implantation, a sufficient amount of tissue was formed around the artificial object (see FIG. 7 (a)), and many capillaries were induced (see FIG. 7 (b)).
[0044]
These capillaries became voids with good communication after the decellularization treatment, indicating that endothelial cell growth factor was a useful physiologically active substance for adjusting the compliance β value. The void formed in the artificial blood vessel is effective for engrafting cells, that is, engrafting vascular endothelial cells on the inner wall and engrafting smooth muscle cells on the outer periphery.
[0045]
Example 4
A branch having the same diameter of 3 mm was provided on an artificial product having an outer diameter of 3 mm made of an acrylic round bar to obtain a Y-shaped artificial product. This was graft-introduced with a polymethyl methacrylate chain on the surface in the same manner as in Example 1, and then implanted in the subcutaneous region of the back of a rabbit, and extracted one month later. FIG. 8 shows a state at the time of extraction, and FIG. 9 shows an extracted artificial object. The tissue body was formed so as to cover the Y-shaped prosthesis, and it was found that a tissue body useful for a branched artificial blood vessel was formed.
[0046]
【The invention's effect】
As described above in detail, according to the present invention, an artificial blood vessel obtained by decellularizing a tubular tissue formed around a prosthesis implanted in a living body has an improved artificial surface property. By using the material, a tissue body in which the ratio and density of fibrous materials are controlled with good reproducibility in the living body is formed in a shorter artificial implantation period than before, and a small diameter of 6 mm or less in inner diameter is obtained from this tissue body. Even with this, it is possible to easily provide an artificial blood vessel that can maintain a high patency rate for a long time, particularly, an artificial blood vessel having a branch portion.
[Brief description of the drawings]
BRIEF DESCRIPTION OF DRAWINGS FIG. 1 is a photograph of an artificial object taken out one month after implantation in Example 1.
2 (a) is an optical microscope image (overall image) of the artificial blood vessel created in Example 1, FIG. 2 (b) is a partially enlarged image thereof, and FIG. 2 (c) is an electron microscope image.
FIG. 3 is a graph showing a relationship between an implantation period and a compliance β value of an obtained artificial blood vessel in Example 1.
FIG. 4 is a graph showing the results of a repeated internal pressure test of a one-month implanted product and a four-month implanted product in Example 1.
FIG. 5 is a photograph of a prosthesis in which fibroblast growth factor is fixed in Example 2, which is extracted two weeks after implantation.
FIG. 6 is a photograph of a prosthesis in which endothelial cell growth factor is immobilized in Example 3, which was removed two weeks after implantation.
FIG. 7 (a) is a photograph of a prosthesis on which endothelial cell growth factor is fixed in Example 3 when it is removed one month after implantation, and FIG. 7 (b) is a photograph of the surrounding tissue.
FIG. 8 is a photograph of an artificial Y-type object extracted one month after implantation in Example 4.
FIG. 9 is a photograph of a Y-shaped prosthesis covered with a tissue, which was extracted in Example 4.
