JP2015501343A - 医療用途のためのセグメント化された、ε−カプロラクトンを多く含むポリ（ε−カプロラクトン−コ−ｐ−ジオキサン）コポリマー及びそれから得られる用具 - Google Patents

Abstract

長期吸収性医療用途のための、新規の半結晶性の、ε−カプロラクトンを多く含むε−カプロラクトンとｐ−ジオキサンとのブロックコポリマーを開示している。新規のポリマー組成物は、長期吸収性外科縫合糸及び他の医療用具に有用である。更には、血管疾患の患者の血管を修復して再生するための組成物、及びそのための組織工学による血管の使用方法を開示する。

Description

本発明は、長期吸収性医療用途、特に外科縫合糸及びヘルニアメッシュのための、新規の半結晶性の、ε−カプロラクトンを多く含むε−カプロラクトンとｐ−ジオキサンとのブロックコポリマーに関する。本発明はまた、血管疾患を治療するための、組織工学による血管に関する。

合成の吸収性ポリエステルは周知である。公開文献及び特許文献には特に、グリコリド、Ｌ（−）−ラクチド、Ｄ（＋）−ラクチド、メソ−ラクチド、ε−カプロラクトン、ｐ−ジオキサノン、及びトリメチレンカーボネートから作製されるポリマー及びコポリマーが記載されている。

吸収性ポリエステルの一つの大変重要な用途は、外科縫合糸としてのその使用である。吸収性縫合糸は一般に、マルチフィラメント編組及びモノフィラメント繊維といった２種の基本形で提供される。モノフィラメントとして機能するポリマーの場合、そのガラス転移温度Ｔ_ｇは一般に室温未満でなければならない。低Ｔ_ｇは低ヤング率を保証する一因となり、その結果、柔軟で成形容易なフィラメントが得られる。高Ｔ_ｇ材料からは、結果として比較的取り扱いにくい縫合糸を導くワイヤー状の繊維が得られ、本技術分野では、かかる縫合糸は「作り」が悪いと見なされる又は称される。ポリマーのＴ_ｇが高く、それから縫合糸が作製される場合、それは常にマルチフィラメント糸に基づく構造でなければならず、この場合の良好な例は編組構造である。モノフィラメント縫合糸はマルチフィラメント縫合糸よりも有利なことがあると考えられている。モノフィラメント縫合糸の利点としては低表面積が挙げられ、それにより、組織への挿入時に組織があまり引張られず、組織反応が生じる可能性も低い。

他の利点としては、細菌が移動し定住する可能性のあるフィラメント間の隙間に、芯材が含まれないことである。隙間によって感染性液体がマルチフィラメント構造の長手方向へより容易に移動する可能性があるとも考えられるが、これは勿論、モノフィラメントでは起こり得ない。モノフィラメント繊維は一般に、マルチフィラメント糸に通常付きものの編み工程がないので製造がより容易である。

吸収性モノフィラメント縫合糸は、ポリ（ｐ−ジオキサン）と他の低Ｔ_ｇポリマーとから製造されている。生体吸収性医療用具に関する大変重要な特徴は、その機械特性が維持される時間の長さである。例えば、一部の外科用途では、治癒に必要な時間身体を持たせると同時にその所望の機能を発揮するために強度をかなり長い時間維持することが重要である。ゆっくりと治癒する状況としては、例えば、糖尿病患者又は血液供給の悪い身体部位が挙げられる。吸収性長期縫合糸は、通常ポリマーから製造されており、主にラクチドから製造されている。例としては、高ラクチド含量のラクチド／グリコリドコポリマーから製造された編組縫合糸が挙げられる。当該技術分野の当業者は、モノフィラメント生体吸収性縫合糸及びマルチフィラメント生体吸収性縫合糸の存在、並びに短期生体吸収性縫合糸及び長期生体吸収性縫合糸の存在が明白であると理解しているであろう。現存していないのは、モノフィラメントに製造されかつその特性を移植後に保持して長期間にわたって機能するほど十分に柔軟な縫合糸を製造できる、生体吸収性ポリマーである。したがって、かかるポリマーを提供することが未だ問題であるが、かかるポリマーだけでなく、かかるポリマーから製造される縫合糸も必要とされている。これらポリマーは、外科用メッシュなどの繊維作製物にも有用であると理解すべきである。

長期縫合糸及びメッシュにおける機会に加えて、かかるポリマーは、変形可能樹脂から製造しなければならない用具であって、理想的には射出成型などを包含する既知の常套法で製造される用具における機会もある。

ε−カプロラクトンとｐ−ジオキサンとの結晶性ブロックコポリマーは米国特許第５，０４７，０４８号に開示されている。前記特許で取り上げられているコポリマーではε−カプロラクトンが約５〜約４０重量％に及び、吸収プロファイルはポリ（ｐ−ジオキサノン）と同様である。吸収性外科手術フィラメントは、引張強さがポリ（ｐ−ジオキサノン）と同様だが、柔軟性はポリ（ｐ−ジオキサノン）よりも良好で、しかもヤング率が低い。前記コポリマーはランダムコポリマーである。このｐ−ジオキサノンを多く含むε−カプロラクトン／ｐ−ジオキサノンコポリマーから製造される繊維は、ｐ−ジオキサノンホモポリマーと同様に移植後の機械特性を保持すると予想される。そこで、前記特許’０４８号のコポリマーで提示されたよりもかなり長期間機械特性を維持できる材料であって、縫合糸又はメッシュ構成要素として有用な柔軟なモノフィラメント繊維を製造できるほど十分に低いヤング率を有する材料が依然として求められている。機械特性に関して、米国特許第５，０４７，０４８号では、重合ε−カプロラクトン濃度が約４０％を超えるε−カプロラクトン／ｐ−ジオキサンンブロックコポリマーを外して記載している。前記特許には、更に好ましい範囲が約５％〜約３０％であり、最も好ましい範囲が約５％〜約２０％であると記載されている。

米国特許第４，７９１，９２９号及び同第４，７８８，９７９号は、いずれも発明の名称も「Ｂｉｏａｂｓｏｒｂａｂｌｅ Ｃｏａｔｉｎｇ ｆｏｒ ａ Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ａｒｔｉｃｌｅ」であって、手術物品用の生体吸収性コーティングについて記載している。コーティングは、カプロラクトンモノマーと少なくとも１種の他の共重合性モノマーとから製造されるコポリマーを含む。前者の特許には、ランダムコポリマーが記載されており、また一方、後者の特許には、コーティング用途にふさわしい低分子量ブロックコポリマーが記載されている。ブロックコポリマーの固有粘度は、濃度０．５ｇ／ｄｌ ＣＨＣｌ_３において温度３０℃で測定したとき、約０．１〜１．０ｄｌ／ｇまでの範囲である。この固有粘度の脂肪族ポリエステルは一般に、強い繊維の製造には不向きであると考えられるので、前記特許発明者らは、強度が要因である外科用物品を前記発明の対象としなかったようである。

米国特許第５，５３１，９９８号は、発明の名称が「Ｐｏｌｙｃａｒｂｏｎａｔｅ−ｂａｓｅｄ Ｂｌｏｃｋ Ｃｏｐｏｌｙｍｅｒｓ ａｎｄ Ｄｅｖｉｃｅｓ」であり、カプロラクトンを包含するラクトン系ブロックコポリマーについて記載しているが、硬質なセグメントを必要としている。

米国特許第５，３１４，９８９号は、発明の名称が「Ａｂｓｏｒｂａｂｌｅ Ｃｏｍｐｏｓｉｔｉｏｎ」であり、モノフィラメント外科縫合糸などの生体吸収性物品の製造に使用するためのブロックコポリマーについて記載している。このコポリマーは、１種以上の硬質相形成モノマーと１，４−ジオキサン−２−オンとを共重合した後、１種以上の硬質相形成モノマーとジオキサン含有コポリマーとを重合することによって調製される。この発明の材料は硬質相を必要としている。

同様に、米国特許第５，５２２，８４１号は、発明の名称が「Ａｂｓｏｒｂａｂｌｅ Ｂｌｏｃｋ Ｃｏｐｏｌｙｍｅｒｓ ａｎｄ Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ａｒｔｉｃｌｅｓ Ｆａｂｒｉｃａｔｅｄ Ｔｈｅｒｅｆｒｏｍ」であり、ブロックの一方が硬質相形成モノマーから製造され、そしてブロックのもう一方が軟質相形成モノマーのランダムコポリマーから製造されたブロックコポリマーから形成される吸収性外科用物品について記載している。硬質相形成モノマーは、グリコリドとラクチドとを包含し、また一方、軟質層形成モノマーは、１，４−ジオキサン−２−オンと１，３−ジオキサン−２−オンとカプロラクトンとを包含するといわれている。

米国特許第５，７０５，１８１号は、発明の名称が「Ｍｅｔｈｏｄ ｏｆ Ｍａｋｉｎｇ Ａｂｓｏｒｂａｂｌｅ Ｐｏｌｙｍｅｒ Ｂｌｅｎｄｓ ｏｆ Ｐｏｌｙｌａｃｔｉｄｅｓ，Ｐｏｌｙｃａｐｒｏｌａｃｔｏｎｅ ａｎｄ Ｐｏｌｙｄｉｏｘａｎｏｎｅ」であり、ポリ（ラクチド）、ポリ（グリコリド）、ポリ（ε−カプロラクトン）及びポリ（ｐ−ジオキサノン）のホモポリマー並びにコポリマーの吸収性２成分及び３成分ブレンドについて記載している。これら材料は、ブレンドであって、コポリマーではない。

米国特許第５，１３３，７３９号には、カプロラクトンとグリコリドとから調製された、硬質相を有するブロックコポリマーが記載されている。米国特許出願公開第２００９／０２６４０４０Ａ１号には、カプロラクトン／グリコリドコポリマーから調製されたメルトブロー不織布材料が記載されている。これらはいずれも、重合カプロラクトンを含有する吸収性材料を対象としているが、それらは多少迅速に吸収するので、長期移植には有用ではない。

もう一つの関心領域は心血管系疾患である。心血管系疾患は、先進国で１つの主な死亡原因である。米国だけで、心血管死が３４秒に１人の割合で起こっており、心血管疾患に関連するコストは、およそ２５００億ドルにもなる。現行の血管疾患治療の方法には、化学療法のレジメン、血管形成、ステント挿入、再建術、バイパス移植、罹患組織の切除、又は切断が挙げられる。残念ながら、多くの患者にとって、そのようなインターベンションは限られた成功しか収めておらず、多くの患者で、状態又は症状が悪化している。

これらの疾患は、しばしば血管の再建及び置換を必要とする。現在、血管置換で最も普及している源は、自家移植の動脈及び静脈である。しかしながら、そのような自家移植血管は、供給不足であるか、又は特に血管疾患を患ったことがある患者、若しくは以前に手術を受けたことがある患者には適していない。

ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）及びＤａｃｒｏｎ等の材料で作られた人工移植片は、血管の代用品として一般的である。それらが一般的であるにもかかわらず、合成材料は、小径の移植片には適さないか、又は低血流量の領域では適さない。狭窄、血栓塞栓、石灰沈着、及び感染等の、物質に関連する問題も実証されている。

ゆえに、病的な又は損傷を受けた組織を修復／再生するために、組織への浸潤を促進する生体適合性及び生分解性の構造マトリックスが臨床上必要とされている。一般に、損傷を受けた又は病的な血管組織を修復する臨床的なアプローチは、実質的にそれらの組織の本来の機能を回復させない。したがって、現在の臨床的アプローチに関連した共通の問題を回避する、組織の修復／再生のための代替アプローチの必要性が依然として存在する。

組織工学の出現によって、損傷を受けた／病的な組織を修復及び再生するための代替アプローチが提供され得る。究極的には組織の機能を回復させること又は改善することができる生物学的な代用品を開発するために、組織工学の戦略は、細胞、増殖因子、生物活性物質、及びバイオリアクタープロセスと組み合わせた生体材料の使用を探求してきた。コロニー形成及び再構築が可能な足場材料の使用は、組織の鋳型、導管、バリア、及びレザバーとして広く研究されている。特に、発泡体及び織物の形の合成材料並びに天然材料は、生体組織を再建する／再生するためにインビトロ又はインビボで使用されるだけでなく、組織の増殖を誘発する送達剤にも使用されてきた。

そのような組織工学による血管（ＴＥＢＶ）は、インビトロでの作製に成功しており、動物モデルで使用されている。しかしながら、臨床的な成功は非常に限られていた。

足場の組成物及び標的組織にかかわらず、鋳型は、いくつかの基本的な特性を持っていなければならない。足場は、生体適合性でなければならず、手術時に加えられた物理的力に耐えるために十分な機械的特性を持たなければならならず、細胞が浸潤できる又は増殖できるだけ十分に多孔性で、滅菌が容易で、浸潤する組織によって再構築が可能で、しかも新しい組織が形成されるにつれて分解可能でなければならない。更に、足場は、機械的な方法、固定用具、又は接着剤によって、周囲の組織に固定されてもよい。今までのところ、従来の材料の単独で又は組み合わせは、上述の基準のうち１つ以上を欠いている。したがって、従来の材料の潜在的な落とし穴を解決することができる足場の必要性がある。

当該技術分野では、良好な取扱特性と強度保持力とを有する新規の長期生体吸収性縫合糸が必要とされている。更に当該技術分野では、かかる縫合糸及び他の生体吸収性医療用具を製造するための新規の生体吸収性ポリマー組成物も必要とされている。

長期吸収性医療用途のための、新規の半結晶性の、ε−カプロラクトンを多く含むε−カプロラクトンとｐ−ジオキサノンとのブロックコポリマーについて開示する。本発明の新規のセグメント化された半結晶性の、合成の吸収性コポリマーは、ｐ−ジオキサノン及びε−カプロラクトンからなる群から選択されるラクトンモノマーからなり、この場合、ε−カプロラクトンが主成分である。

本発明の別の態様は、前記コポリマーから製造された長期生体吸収性縫合糸である。

本発明の更に別の態様は、前記縫合糸から製造された生体吸収性医療用具である。

本発明のなお更に別の態様は、前記新規コポリマーから医療用具を製造する方法である。

本発明の更なる態様は外科手順の実施方法であって、本発明の新規コポリマーから製造される医療用具を患者の組織に移植する、方法である。

本発明はまた、内表面と外表面とを有する内側の編組メッシュチューブと、内側の編組メッシュチューブの外表面上にあるメルトブローシートと、メルトブローシート上にある外側の編組メッシュチューブと、を有する足場を備えた、組織工学による血管（ＴＥＢＶ）にも関する。さらに、ＴＥＢＶの足場は、１種以上の細胞、細胞シート、細胞溶解物、細分化組織と組み合わせてもよく、また、バイオリアクタープロセスを用いて又は用いずに培養されてもよい。そのような組織工学による血管は、損傷を受けた又は病的な生体血管を修復する又は置換するために使用されてもよい。

本発明の前記態様及び他の態様並びに利点は、以下の説明文及び添付の図面からより明らかとなるであろう。

ポリ（ｐ−ジオキサノン）（ＰＤＳ）メルトブロー足場上で培養７日目の平滑筋細胞（ＳＭＣ）のヘマトキシリン／エオジン（Ｈ＆Ｅ）染色組織画像。 ７５／２５ポリ（グリコリド−コ−カプロラクトン）（ＰＧＡ／ＰＣＬ）メルトブロー足場上で培養７日目のラット平滑筋細胞（ＳＭＣ）のヘマトキシリン／エオジン（Ｈ＆Ｅ）染色組織画像。 コラーゲンコーティングされたＰＤＯメルトブロー足場及びＰＤＯメルトブロー足場上でのヒト臍帯組織細胞（ｈＵＴＣ）のＤＮＡ含量。 ヒト内胸動脈（ｉＭＡ）細胞（ｉＭＡＣ）を支援すると評価された３種の足場（ｐ−ジオキサノン）（ＰＤＯ）メルトブロー足場、９０／１０ ＰＧＡ／ＰＬＡニードルパンチ式足場、６５／３５ ＰＧＡ／ＰＣＬ発泡体）中のＤＮＡ含量。 ６５／３５ ＰＧＡ／ＰＣＬ発泡体に播種されたｉＭＡ細胞の１日目のＨ＆Ｅ染色画像。 ６５／３５ ＰＧＡ／ＰＣＬ発泡体に播種されたｉＭＡ細胞の７日目のＨ＆Ｅ染色画像。 ９０／１０ ＰＧＡ／ＰＬＡニードルパンチ足場に播種されたｉＭＡ細胞の１日目のＨ＆Ｅ染色画像。 ９０／１０ ＰＧＡ／ＰＬＡニードルパンチ足場に播種されたｉＭＡ細胞の７日目のＨ＆Ｅ染色画像。 ＰＤＯメルトブロー足場に播種されたｉＭＡ細胞の１日目のＨ＆Ｅ染色画像。 ＰＤＯメルトブロー足場に播種されたｉＭＡ細胞の７日目のＨ＆Ｅ染色画像。 編組メッシュ／圧延されたメルトブロー９／９１ Ｃａｐ／ＰＤＯ／編組メッシュからなる足場の再生手順。 編組メッシュ／圧延されたメルトブロー９／９１ Ｃａｐ／ＰＤＯ／編組メッシュからなる足場のＳＥＭ。 編組メッシュ／圧延されたメルトブロー９／９ Ｃａｐ／ＰＤＯ／編組メッシュからなる足場の断面ＳＥＭ画像。 バイオリアクターカセット中で７日間培養されたｈＵＴＣを含む編組メッシュ／圧延されたメルトブロー（ＰＤＯ／ＰＣＬ）／編組メッシュからなる足場のＨ＆Ｅ染色画像。 バイオリアクターカセット中で７日間培養されたｈＵＴＣを含む編組メッシュ／圧延されたメルトブロー（ＰＤＯ／ＰＣＬ）／編組メッシュからなる足場のＨ＆Ｅ染色画像。 バイオリアクターカセット中で７日間培養されたｈＵＴＣを含む編組メッシュ／圧延されたメルトブロー（ＰＤＯ／ＰＣＬ）／編組メッシュからなる足場のＨ＆Ｅ染色画像。 バイオリアクターカセット中で７日間培養されたｈＵＴＣを含む編組メッシュ／圧延されたメルトブロー（ＰＤＯ／ＰＣＬ）／編組メッシュからなる足場のＨ＆Ｅ染色画像。

ポリ（ε−カプロラクトン）は低Ｔｇ（−６０℃）の半結晶性ポリエステルである。この材料は、弾性率は低いが、多くの重要な外科用途にとって十分なほど速く吸収されない、すなわち、インビボで長持ちする。しかし、ε−カプロラクトンを多く含む特定のコポリマーは本出願にとっては特に有用であることが分かった。例としては、９１／９モル／モルのポリ（ε−カプロラクトン−コ−ｐ−ジオキサノン）コポリマー［９１／９ Ｃａｐ／ＰＤＯ］は、第１段階であるε−カプロラクトンの投入後、引き続き第二段階であるｐ−ジオキサノンが続くことによって開始する逐次付加型の重合で調製された。初期の総投入量は、７５／２５モル／モルのε−カプロラクトン／ｐ−ジオキサノンであった。モノマーからポリマーへの転化が不十分でしかも反応性に差があるため、最終（コ）ポリマー組成と供給組成とに差が生じることは珍しいことではない。コポリマーからなる最終組成物は、９１／９モル／モルのε−カプロラクトン／ｐ−ジオキサノンであることが分かった。この共重合の詳細については実施例３を参照のこと。

本発明は、ε−カプロラクトンとｐ−ジオキサノンとのコポリマーを対象とする。特に、この種のε−カプロラクトンを多く含むコポリマーは、ブロック状の連鎖分布を有するように作製されている、すなわち、ランダムではない。材料の大部分がｐ−ジオキサノン系であるε−カプロラクトン／ｐ−ジオキサノンコポリマーの分解速度は現在、速すぎて長期用途には役に立たない。組成物は、ε−カプロラクトンが豊富、例えば、重合ε−カプロラクトン含量が５０％以上でなければならない。

外科縫合糸を製造するのに使用される繊維の寸法安定性は、使用前の滅菌包装中と外科移植後の患者体内の両者において収縮しないことが非常に重要である。低Ｔ_ｇ材料の寸法安定性は、形成された物品を結晶化することによって得ることができる。コポリマーの結晶化現象に関し、多数の因子が重要な役割を果たす。これら因子としては、総合的な化学組成及び連鎖分布が挙げられる。

全体的な結晶化度（及び材料のＴ_ｇ）は寸法安定性に関与するが、結晶化速度がプロセスを決定づけるということに気付くことが重要である。低Ｔｇ材料を加工する場合であって、その結晶化速度が非常に遅い場合、収縮と反りが発生し易いので寸法許容差が非常に維持し難い。したがって、迅速な結晶化が有利である。所定の総化学組成のコポリマーの結晶化速度を増加するには、ランダムな連鎖分布よりもブロック構造が好ましい。しかし、このことを２種のラクトンモノマー、ε−カプロラクトン及びｐ−ジオキサノンで達成するのは非常に難しいことが分かっている。

ポリ（ｐ−ジオキサノン）の天井温度は低く、その結果、それは高温では平衡状態のモノマーが非常に少ない存在である傾向がある。完全に重合された材料を用いて高温で開始すると、それは「解重合して」、その結果、ポリマーと再生モノマーの組み合わせが生じる。ポリ（ｐ−ジオキサノン）における再生モノマーの平衡水準は予想以上に高く、１１０〜１６０℃の反応温度では３０％〜５０％に達する可能性がある。

他方、ε−カプロラクトンを約１６０℃未満の温度で重合することは相当困難である。その結果、これら２種のコモノマーを重合して良好な機械特性を有する生成物が得られるほど十分に高い分子量のブロック構造を製造する方法には問題がある。

本発明の新規コポリマーは、ε−カプロラクトンモノマーを先ずは約１７０℃〜約２４０℃までの温度で重合することによって調製される。約１８５〜約１９５℃までの温度が特に有利である。ドデカノールなどの単官能アルコールを反応開始のために使用することもあるが、ジエチレングリコールなどのジオールが良好に作用することが分かっている。更に、単官能及び二官能又は多官能の従来の開始剤の組み合わせを使用してもよい。反応時間は触媒濃度に応じて変えてもよい。好適な触媒としては、オクタン酸スズ（stannous octoate）などの従来の触媒が挙げられる。触媒は、モノマー／触媒濃度約１０，０００／１〜約３００，０００／１まで、好ましくは２５，０００／１〜約１００，０００／１までの範囲で使用されてもよい。この第１重合段階が完了した後、温度が実質的に低下するが、それでも温度は６０℃超である。温度が例えば、１５０℃まで低下したところでｐ−ジオキサノンモノマーを反応器に添加するが、これは、この第２モノマーを予め溶融して溶融形態で添加することによって簡便に行うことができる。ｐ−ジオキサノンモノマーの添加後、温度を約１１０℃として共重合を完了させる。

別法として、ｐ−ジオキサノンモノマーの添加後、温度を約１１０℃とし、この温度をある程度の時間（例えば、３〜４時間）保持してから、長時間の後続の低温重合（例えば、約８０℃）のためにポリマーを好適な容器に送り出して共重合を完了させることも可能である。モノマーからポリマーへの転化水準が高ければ、この別法の低温での仕上げ方法を利用できる場合がある。

様々な別の重合方法を利用しても本発明のコポリマーが製造されることは当業者には明白であろう。その場合、ε−カプロラクトンの最初の重合段階後の反応温度を、ｐ−ジオキサノンモノマーを添加する前に１００℃まで速やかに低げる方法が考えられる。また、当業者は、様々な別の重合スキームを提供することも可能である。

重合ε−カプロラクトンが豊富で、ｐ−ジオキサノン混入濃度が約４０モル％超のポリ（ε−カプロラクトン−コ−ｐ−ジオキサノン）コポリマーは、結晶化し難いことから、本発明のコポリマーには不向きである。重合ε−カプロラクトンのモル濃度が６０％〜９５％でかつ重合ｐ−ジオキサノンのモル濃度が５％〜４０％であるポリ（ε−カプロラクトン−コ−ｐ−ジオキサノン）コポリマーが、本発明の実施には有用である。この種のコポリマーである、ε−カプロラクトンを多く含むポリ（ε−カプロラクトン−コ−ｐ−ジオキサノン）系は、理想的には約１０％〜約３０モル％の重合ｐ−ジオキサノンを含有する必要がある。

本発明のコポリマーは、本来は半結晶性であり、結晶化度は約１０％〜約５０％までの範囲である。その分子量は、その意図される機能を発揮するのに必要とされる機械特性を事実上有する医療用具をそれらから形成できるほど十分に高い。メルトブロー不織布構造では分子量が少し低くてもよく、また、押出成形繊維では分子量が少し高くてもよい。典型的に、例えば、本発明のコポリマーの分子量は、ヘキサフルオロイソプロパノール（ＨＦＩＰ、又はヘキサフルオロ−２−プロパノール）中、２５℃において０．１ｇ／ｄｌの濃度で測定されたときに約０．５〜約２．５ｄＬ／ｇの固有粘度を示す程度である。本発明の新規コポリマーから製造される外科縫合糸は、好ましくは、ヤング率が約１０３４ＭＰａ（１５０，０００ｐｓｉ）未満のモノフィラメントである。一実施形態では、コポリマーのガラス転移温度は約２５℃未満である。本発明の新規コポリマーの吸収時間は、好ましくは約６〜約２４ヶ月間である。

一実施形態では、本発明のコポリマーから製造される医療用具は、従来の有効成分、例えば、抗菌剤、抗生物質、治療薬、止血剤、放射線不透過性物質、組織の増殖因子、及びこれらの組み合わせを含有していてもよい。一実施形態では、抗菌剤は、トリクロサン、ＰＨＭＢ、銀及び銀誘導体、又は任意の他の生物活性剤である。

本発明のコポリマーは、様々な常套法によって溶融押出成形されてもよい。モノフィラメント繊維の形成は、溶融押出した後、成形品をアニール処理しながら又はアニール処理せずに延伸させることによって達成できる。マルチフィラメント繊維の形成は、常套法で実行できる。モノフィラメント及びマルチフィラメント編組縫合糸の製造方法については、米国特許第５１３３７３９号、発明の名称「Ｓｅｇｍｅｎｔｅｄ Ｃｏｐｏｌｙｍｅｒｓ ｏｆ ｅｐｓｉｌｏｎ−Ｃａｐｒｏｌａｃｔｏｎｅ ａｎｄＧｌｙｃｏｌｉｄｅ」及び同第６７１２８３８号、発明の名称「Ｂｒａｉｄｅｄ Ｓｕｔｕｒｅ ｗｉｔｈ Ｉｍｐｒｏｖｅｄ Ｋｎｏｔ Ｓｔｒｅｎｇｔｈ ａｎｄ Ｐｒｏｃｅｓｓ ｔｏ Ｐｒｏｄｕｃｅ Ｓａｍｅ」に開示されており、これらの内容を全て参照として本明細書に組み込む。

本発明のコポリマーは、従来のプロセスを用いて従来の医療用具、更には縫合糸を製造するのに使用してもよい。例えば、鋳型中でコポリマーを結晶化させてから射出成型を達成してもよく、別法としては、生体適合性の各形成剤をコポリマーに添加してサイクル時間を短縮してもよい。医療用具としては、メッシュに加えて、次の従来の用具、メッシュ、組織修復布、縫合固定具、ステント、整形外科用インプラント、ステープル、留め金、留め具、創傷クリップなどを挙げることができる。

本発明のコポリマーから製造される縫合糸は、従来の外科手順で使用して組織を接合するか又は組織を医療用具に付着させてもよい。典型的には、外皮を抗菌溶液で消毒して患者に麻酔をかけることを包含する常套の状況で患者の手術の用意をした後、外科医が必要な切開を行い、そして必要な手順を進めた後、本発明の新規コポリマーから製造された本発明の長期吸収性縫合糸（具体的には、モノフィラメント縫合糸）を用いて組織を接合する。組織の接合に加えて、縫合糸を用いて、移植された医療用具を組織に常套法で付着させてもよい。切開部を接合して手順を完了した後、患者を次いで回復室へ移動させる。患者体内にある本発明の長期吸収性縫合糸は、その強度をインビボで、有効な治療及び回復を与えるのに必要な時間の間、保持する。

内表面と外表面とを有する内側の編組メッシュチューブと、内側の編組メッシュチューブの外表面に配置されたメルトブローシートと、メルトブローシート上に配置された外側の編組メッシュチューブとを備えた組織工学による血管（ＴＥＢＶ）もまた、本明細書に一発明として開示する。さらに、ＴＥＢＶは、１種以上の細胞、細胞シート、細胞溶解物、及び細分化組織と組み合わせてもよく、また、バイオリアクタープロセスを用いて又は用いずに培養されてもよい。そのような組織工学による血管は、損傷を受けた又は病的な生体血管を修復する又は置換するために使用されてもよい。組織工学において、生体によって足場が再吸収される速度は、好ましくは、組織によって足場が置換される速度と見積もられる。すなわち、組織によって足場が置換される速度と比べて、足場が再吸収される速度は、足場に要求される強度等の構造上の完全性が必要な期間、保持されるものでなければならない。足場が分解され、足場がそこに増殖している組織によって置換されるより容認できないほど速く吸収される場合は、足場は、強度の損失を示す可能性があり、機器の故障が生じる可能性がある。機能不全の足場を取り除き、損傷を受けた組織を修復するために、追加の手術が更に必要となる可能性もある。本明細書に記載されるＴＥＢＶは、それぞれ組織再生又は組織修復に望ましいか、有用であるか、又は必要である、生分解性、再吸収、経時的な構造上の完全性、及び組織の内成長を促進する能力といった特性の平衡を有利に保つ。

編組メッシュチューブ及びメルトブローシートは、生体適合性を有する生分解性ポリマーから調製される。生分解性ポリマーは、湿った体内組織にさらされると、容易に分解して小さなセグメントになる。その後、セグメントは体内に吸収されるか又は体内から排出される。より具体的には、生分解されたセグメントは、セグメントの痕跡又は残留物が体内に永続的に保持されないように体内に吸収されるか又は体内から排出されるため、永続的な慢性の異物反応を誘発しない。本発明の目的において、生体吸収性及び生分解性という用語は互換的に使用される。

生体適合性を有する生分解性ポリマーは、ホモポリマー、コポリマー、及びブロックポリマーであって、直鎖若しくは分枝鎖の、セグメント化された若しくはランダムなもの、並びにこれらの組み合わせを含む、天然の、改質された天然の、又は合成の生分解性ポリマーであってもよい。特に良好に適合する合成の生分解性ポリマーは、脂肪族ポリエステルであって、ラクチドのホモポリマー及びコポリマー（例えば、Ｄ（−）−乳酸、Ｌ（＋）−乳酸、Ｌ（−）−ラクチド、Ｄ（＋）−ラクチド、及びメソラクチドなど）、グリコリド（例えば、グリコール酸など）、ε−カプロラクトン、ｐ−ジオキサノン（１，４−ジオキサン−２−オン）、並びにトリメチレンカーボネート（１，３−ジオキサン−２−オン）が挙げられるが、これらに限定されない。

達成されたＴＥＢＶに設定された要件を実現するチューブ状構造（又は同様のチューブ状用具若しくはシートストック足場）においても、それは特定の基本性質を有するはずである。全体としての構造は、ヒト動脈に見られるのと同様の拍動法で放射状に拡張できる能力を示さなければならない。このことは、一つには、動脈の弾性率と適合することを意味する。１〜５ＭＰａの弾性率が好適であり、ポリ（ｐ−ジオキサノン）よりも低い弾性率が求められる。

その上、移植後の機械特性の保持時間は、使用目的において十分でなければならない。用具に細胞を予め播種して細胞を増殖させてから用具を移植する場合、予め播種された用具は、両末端での固定を包含する厳密な外科移植に持ち堪えなければならない。用具に細胞を予め播種せずに移植する場合、用具は、好適な細胞の内成長が発揮できるほど十分な機械特性保持力を有していなければならない。一般に、機械特性の保持時間は、ポリ（ｐ−ジオキサノン）が示すよりも長いものが求められる。達成された材料は、好適な時間枠内で、すなわち６〜１８ヶ月で、典型的には約２４ヶ月以内でもなお吸収されなければならないと解されるべきである。一部の研究者が検討中であるかもしれない材料は、ポリ（ε−カプロラクトン）である。この材料は、弾性率は低いが、要件を満たすのに十分なほど速く吸収されない。

ゴム繊維のように架橋されていない低弾性率の高分子繊維の寸法安定性は、一般に、ある程度の結晶化度測度を誘導することによって達成される。ポリマーの結晶化速度もまた、不織布自体のメルトブロープロセス中に非常に重要であると解されるべきである。その結晶化が遅過ぎると、低弾性の材料は構造を担持できず、布が折りたたまれてフィルム様の構造となる。一実施形態では、ポリマーのガラス転移温度は２５℃未満である。

一部の例では、不織布を構成する繊維の直径が相当に小さい、すなわち直径２〜６マイクロメートルであることが望ましい場合がある。これを達成するために、樹脂の分子量を制限することが必要な場合がある。一実施形態では、ポリマーは０．５〜２．０ｄＬ／ｇの固有粘度を示す。

現存する材料は、提示された新たな課題への対応に欠ける。予想外にも、前記の課題要件を満たす２種のコポリマー系が見出された。これらの系は、ラクトンモノマーである、ｐ−ジオキサノン及びε−カプロラクトンの両方をベースとしている。一例では、モノマー比はｐ−ジオキサノンに傾く、すなわちｐ−ジオキサノン豊富なポリ（ε−カプロラクトン−コ−ｐ−ジオキサノン）である。別の例では、モノマー比はε−カプロラクトンに傾く、すなわちε−カプロラクトン豊富なポリ（ε−カプロラクトン−コ−ｐ−ジオキサノン）である。

コポリマーＩ：セグメント化された、ｐ−ジオキサノンを多く含むポリ（ε−カプロラクトン−コ−ｐ−ジオキサノン）コポリマー［ＰＤＯを多く含むＣａｐ／ＰＤＯ］。
ポリ（ｐ−ジオキサノン）は、縫合糸材料として及び射出成型された移植可能な医療用具としての広範囲に及ぶ実用性が見出される、低Ｔｇ（−１１℃）の半結晶性ポリエステルである。作製された布の寸法安定性を達成するのに必要とされる結晶化度がコポリマーのガラス転移温度によって決まることは、当業者に分かるであろう。すなわち、布の収縮、反り、湾曲、及び寸法不安定性などの他の影響を避けるために、ある程度の結晶化度を与えて現象を防ぐことが重要である。所定のガラス転移温度と所定の分子配向とを併せ持つ特定の材料に必要とされる結晶化度は、当業者が経験的に決定することができる。メルトブロー不織布の寸法安定性を得るのに必要とされる結晶化度は、ガラス転移温度が約−２０℃の高分子材料では最低約２０％であってもよい。

結晶化度以外に、結晶化速度もまた、メルトブロー不織布プロセスでは非常に重要である。材料の結晶化が遅すぎる場合、特に室温よりも低いガラス転移温度を有する場合、得られる不織布製品は布よりもフィルムに近い、崩壊した構造様式を有する可能性がある。結晶化が遅い（コ）ポリマーは、所望の構造に加工するのが相当困難であろう。

材料は、ポリ（ｐ−ジオキサノン）よりも可逆的な伸長性（すなわち、弾力性）が大きくかつ弾性率が低いことが有利であろう。この出願には、ｐ−ジオキサノンを多く含む特定のコポリマーが特に有用である。具体的には、９／９１モル／モルのポリ（ε−カプロラクトン−コ−ｐ−ジオキサノン）コポリマー［９／９１ Ｃａｐ／ＰＤＯ］が、第１段階のε−カプロラクトン投入によって開始し、その後、後続の第２のｐ−ジオキサン段階が続く、逐次付加型重合で調製された。初期の総投入量は、ε−カプロラクトン／ｐ−ジオキサノン７．５／９２．５モル／モルであった。この共重合の詳細については実施例２を参照のこと。

ε−カプロラクトンの混入濃度が約１５モル％を超える重合ｐ−ジオキサノンを多く含むポリ（ε−カプロラクトン−コ−ｐ−ジオキサノン）コポリマーは、当該コポリマーからメルトブロー不織布を調製するのが困難なため、本出願には不向きである。これは、ε−カプロラクトンの混入濃度が約１５モル％を超えるｐ−ジオキサノンを多く含むポリ（ε−カプロラクトン−コ−ｐ−ジオキサノン）コポリマーの弾性率が高すぎ、その結果、押出成形された繊維に「スナップバック」が生じて、非常に塊の多い不適当な布を引き起こすことが理由であり得ると推測される。合成及び加工の詳細についてはそれぞれ実施例１及び５を参照のこと。

コポリマーＩＩ：セグメント化された、ε−カプロラクトンを多く含むポリ（ε−カプロラクトン−コ−ｐ−ジオキサノン）コポリマー［Ｃａｐを多く含むＣａｐ／ＰＤＯ］。
ポリ（ε−カプロラクトン）もまた低Ｔｇ（−６０℃）の半結晶性ポリエステルである。上述のように、この材料は、弾性率は低いが、要件を満たすには十分なほど速く吸収されない。しかし、ε−カプロラクトンを多く含む特定のコポリマーは、本出願において特に有用であることが分かった。具体的には、９／９１モル／モルのポリ（ε−カプロラクトン−コ−ｐ−ジオキサノン）コポリマー［９／９１ Ｃａｐ／ＰＤＯ］が、第１段階のε−カプロラクトンの投入によって開始し、その後、後続の第２のｐ−ジオキサン段階が続く、逐次付加型重合で調製された。初期の総投入量は、ε−カプロラクトン／ｐ−ジオキサノン７５／２５モル／モルであった。モノマーからポリマーへの転化が不十分でしかも反応性に差があるため、最終（コ）ポリマー組成と供給組成とに差が生じることは珍しいことではない。コポリマーの最終組成は、ε−カプロラクトン／ｐ−ジオキサノン９１／９モル／モルであることが分かった。この共重合の詳細については実施例３を参照のこと。

ｐ−ジオキサノンの混入濃度が約２０モル％を超える、重合ε−カプロラクトンを多く含むポリ（ε−カプロラクトン−コ−ｐ−ジオキサノン）コポリマーは、当該コポリマーからメルトブロー不織布を調製するのが困難なため、本出願には不向きである。これは、ｐ−ジオキサノンの混入濃度が約２０モル％を超える、ε−カプロラクトンを多く含むポリ（ε−カプロラクトン−コ−ｐ−ジオキサノン）コポリマーが、十分に速く結晶化せず、不適当な布をもたらすことが理由であり得ると推測される。

本明細書において述べたように、本発明に好適な合成の生体吸収性ポリマーとしては、ポリ（ｐ−ジオキサノン）ホモポリマー（ＰＤＯ）及びセグメント化された、ｐ−ジオキサノンを多く含むｐ−ジオキサノン／ε−カプロラクトンコポリマーが挙げられる。後者の種類のポリマーである、ｐ−ジオキサノンを多く含むポリ（ε−カプロラクトン−コ−ｐ−ジオキサノン）系は、理想的には最大約１５モル％の重合ε−カプロラクトンを含有する必要がある。

更には、ε−カプロラクトンを多く含むｐ−ジオキサノン／ε−カプロラクトンセグメント化コポリマーも本発明の実施において有用である。この種のポリマーである、ε−カプロラクトンを多く含むポリ（ｐ−ジオキサノン−コ−ε−カプロラクトン）系は、理想的には最大約２０モル％の重合ｐ−ジオキサノンを含有する必要がある。

有利に使用可能な他のポリマー系としては、ポリ（ラクチド−コ−ε−カプロラクトン）系の材料が挙げられる。この種の中でも、重合ラクチドを約９９〜約６５モル％を有する重合ラクチドを多く含むコポリマー、及び重合ε−カプロラクトンを約９９〜約８５モル％を有する重合ε−カプロラクトンを多く含むコポリマーが有用である。

使用可能な他のポリマー系としては、ポリ（ラクチド−コ−ｐ−ジオキサノン）系の材料が挙げられる。この種の中でも、重合ラクチドを約９９〜約８５モル％を有する重合ラクチドを多く含むコポリマー、及び重合ｐ−ジオキサノンを約９０〜約８０モル％有する重合ｐ−ジオキサノンを多く含むコポリマーが有用である。この重合ラクチドを多く含むポリ（ラクチド−コ−ｐ−ジオキサノン）系の材料に属するコポリマーは、より硬い材料が必要な場合に更に有用な可能性があると解するべきである。

使用可能な他のポリマー系としては、ポリ（ラクチド−コ−グリコリド）系の材料が挙げられる。この種の中でも、重合ラクチドを約９９〜約８５モル％を有する重合ラクチドを多く含むコポリマー、及び重合グリコリドを約９９〜約８０モル％有する重合グリコリドを多く含むコポリマーが有用である。この重合ラクチドを多く含むポリ（ラクチド−コ−グリコリド）系の材料に属するコポリマーは、より硬い材料が必要な場合に更に有用な可能性があると解するべきである。同様に、この重合グリコリドを多く含むポリ（ラクチド−コ−グリコリド）系の材料に属するコポリマーは、より速い吸収時間が必要な場合に更に有用な可能性がある。

使用可能な別のポリマー系としては、ポリ（グリコリド−コ−ε−カプロラクトン）系の材料が挙げられる。この種の中でも、重合グリコリドを約９９〜約７０モル％を有する重合グリコリドを多く含むコポリマー、及び重合ε−カプロラクトンを約９９〜約８５モル％有する重合ε−カプロラクトンを多く含むコポリマーが有用である。この重合グリコリドを多く含むポリ（グリコリド−コ−ε−カプロラクトン）系の材料に属するコポリマーは、より速い吸収時間が必要な場合に更に有用な可能性があると解するべきである。同様に、この重合ε−カプロラクトンを多く含むポリ（グリコリド−コ−ε−カプロラクトン）系の材料に属するコポリマーは、より柔軟な材料が必要な場合に更に有用な可能性がある。

適した天然ポリマーには、コラーゲン、アテロコラーゲン、エラスティック、及びフィブリン、並びにこれらの混合物が挙げられるが、これらに限定されない。一実施形態では、天然ポリマーはコラーゲンである。更に別の実施形態では、天然ポリマーの混合物は、細胞を含まない網マトリックスである。

以上を踏まえて、本明細書で有用性のあるメルトブロー不織布プロセスについて以降に記載する。メルトブローされる不織布プロセスにおいて使用される典型的なシステムは、次の構成要素、すなわち押出機、移送ライン、ダイアセンブリ、熱風発生機、ウェブ形成システム、及び巻き取り装置からなる。

当業者には周知のように、押出機は、内部に回転スクリューが配置された加熱バレルからなる。押出機の主な機能は、コポリマーペレット又は顆粒を溶融して、それらを次の構成要素へ送り出すことである。ペレットは押出機内で、バレルの高温壁に沿って、スクリューの羽根の間へと前進する。押出機内でのペレットの溶融は、粘性流の熱及び摩擦と、スクリューとバレルの壁との間の機械的作用と、によって生じる。移送ラインは、溶融されたポリマーをダイアセンブリの方へ移動させる。移送ラインには、ある構造の定量ポンプが含まれていてもよい。定量ポンプは、溶解物をダイアセンブリへ均一に送達するための容積式の定容量装置であってもよい。

ダイアセンブリは、メルトブロープロセスの重要な要素である。それは、３つの異なる部品、すなわちコポリマー供給分配システムと、紡糸口金（キャピラリー孔）と、空気分散システムと、を有する。前記コポリマー供給分配は、溶融コポリマーを移送ラインから分配経路／プレートへ取り入れて個々のキャピラリー孔に均一に供給するものであって、温度制御されている。供給分配経路から、コポリマー溶解物がダイキャピラリーへ直接送られる。コポリマー溶解物を前記の孔から押し出してフィラメントの束を形成し、それをその後、熱風によって細くして細繊維を形成する。加工中、ダイアセンブリ全体は外部ヒーターを用いて区分ごとに加熱して、所望の加工温度を得る。一実施形態において、ＣＡＰ／ＧＬＹ ２５／７５コポリマーでは約２１０〜２８０℃のダイ温度が、ＰＤＯ／ＣＡＰ ９２．５／７．５コポリマーでは約１１０〜２１０℃のダイ温度が、そしてＰＤＳホモポリマーでは１２０〜２２０℃のダイ温度が有用である。別の実施形態では、ダイ温度範囲は、ＣＡＰ／ＧＬＹ ２５／７５コポリマーでは約２１０℃〜約２６０℃であり、ＰＤＯ／ＣＡＰ ９２．５／７．５コポリマーでは約１５０℃〜約２００℃であり、ＰＤＳホモポリマーでは約１６０℃〜約２１０℃である。別の実施形態では、約６８９〜約１３７９０ｋＰａ（約１００〜約２，０００ｐｓｉ）のダイ圧力が有用である。別の実施形態では、ダイ圧力範囲は、約６８９〜約８２７４ｋＰａ（約１００〜約１２００ｐｓｉ）である。

空気分散システムは、高速熱風を供給する。この高速風は、エアコンプレッサを用いて発生させる。圧搾空気を、電気又はガスによる加熱炉などの熱交換ユニットに流して、空気を所望の加工温度まで加熱する。一実施形態において、ＣＡＰ／ＧＬＹ ２５／７５コポリマーでは約２００℃〜３５０℃の空気温度が、ＰＤＯ／ＣＡＰ ９２．５／７．５コポリマーでは約１８０〜３００℃の空気温度が、そしてＰＤＳホモポリマーでは約１８０〜３００℃の空気温度が有用である。別の実施形態では、空気温度範囲は、ＣＡＰ／ＧＬＹ ２５／７５コポリマーでは約２２０℃〜３００℃であり、ＰＤＯ／ＣＡＰ ９２．５／７．５コポリマーでは約２００〜２７０℃であり、ＰＤＳホモポリマーでは約２００〜約２７０℃である。別の実施形態では、約３４〜約３４５ｋＰａ（約５〜約５０ｐｓｉ）の空気圧が有用であり、別の実施形態では、空気圧範囲は、約３４〜約２０７ｋＰａ（約５〜約３０ｐｓｉ）である。空気温度及び空気圧はいくぶん装置に依存する可能性があるが、好適な装置によって測定することができると考えるべきである。

溶融されたコポリマーがダイホールから押し出されるとすぐに、高速高温気流によってコポリマー流を細くしてマイクロファイバーを形成する。装置を用いる場合、約１〜１００ＲＰＭのスクリュー回転数が適切である。マイクロファイバーを含む高温気流は、コレクタスクリーンの方へ進むと大量の周囲空気に吸い込まれ、それによって繊維が冷却されて凝固する。凝固した繊維がその後、収集スクリーン上に無作為に敷設されると、粘着性ウェブが形成される。コレクタの速度及びコレクタとダイノズルとの距離を変えると、様々なメルトブローウェブが製造できる。装置を用いる場合、約０．１〜１００ｍ／分のコレクタ速度が適切である。典型的に、コレクタスクリーンの内側を真空にして熱風を吸引して、繊維敷設プロセスを増進する。

メルトブローウェブは典型的にチューブ状コアに巻き取られ、そして最終使用要件に準じて更に加工することができる。一実施形態において、前記コポリマーをメルトブロー押出成形によって形成される不織布作製物は、約１〜８マイクロメートルの範囲の繊維径のマイクロファイバーから構成される。別の実施形態では、マイクロファイバーの繊維径は約１〜６マイクロメートルの範囲である。

本発明のＴＥＢＶを合成するために使用されるメルトブロープロセスは、様々な理由から静電紡糸を包含する他のプロセスに関しても有利である。例えば、メルトブロープロセスは、ポリマーを溶解するための溶媒を必要としないことから、他のプロセスよりも環境にとってより有効な可能性がある。別の利点は、メルトブロープロセスが、溶融されたポリマー樹脂を高速空気によってコンベヤベルト又は巻き取り装置などのコレクタ上にブロー成形して不織布を形成する１段階プロセスであることである。その上、メルトブローされた繊維の直径は０．１マイクロメートル〜５０マイクロメートルの範囲である。多様な繊維を組み合わせることで、大きな穴を有しかつ多孔性の足場が提供される。更に、マイクロ／ナノサイズの繊維を有する複合足場もまた、メルトブロー足場と静電足場との組み合わせを用いて製造可能である。静電紡糸された足場は、非常に小さなポアサイズを有し、それが一方から他方への移送を妨げる可能性があるので、バリアとしても使用できる。別の利点は、回転プロセスがそのチューブ形状を維持するための移植用接着剤を必要としないこと、及び回転プロセスが移植の強度を強化するための縫合糸を必要としないことである。

ＴＥＢＶは、所望の範囲を反映する寸法を有しており、細胞、細胞シート、細胞溶解物、細分化組織のうち１つ以上、及びバイオリアクタープロセスを組み合わせて、損傷を受けた又は病的な小径の静脈血管又は動脈血管を置換する。所望の寸法には、内径（好ましくは３〜７ｍｍ、最も好ましくは４〜６ｍｍ）、壁厚（好ましくは０．１〜１ｍｍ、最も好ましくは０．２〜０．７ｍｍ）、及び長さ（好ましくは１〜２０ｃｍ、最も好ましくは２〜１０ｃｍ）が含まれるが、これらに限定されない。下表は、ポリ（ｐ−ジオキサノン）作製物の特性が、生体血管の特性といかに合致するかを示す。

ＴＥＢＶは、所望の範囲を反映する物質的特性を有しており、細胞、細胞シート、細胞溶解物、細分化組織のうち１つ以上、及びバイオリアクタープロセスと共に、損傷を受けた又は病的な小径の静脈血管又は動脈血管を置換する。所望の物質的特性には、コンプライアンス（好ましくは０．２〜１０％、最も好ましくは０．７〜７％）、縫合糸の保持強度（好ましくは１００ｇｍ〜４Ｋｇ、最も好ましくは１００〜３００ｇｍ）、破裂強さ／圧力（好ましくは１０００〜４５００ｍｍ Ｈｇ、最も好ましくは１５００〜４５００ｍｍ Ｈｇ、バイオリアクタープロセス中では１００ｍｍ Ｈｇを超える）、キンク耐性（細胞播種、バイオリアクター、移植、患者の生存期間を含むプロセスの全ての段階の間のハンドリング時のキンクに対して抵抗する）、及びインビトロの強度保持力（細胞及び細胞外マトリクス（「ＥＣＭ」）の増殖が、ＴＥＢＶの物質的性質の損失を克服するまで、１日〜１年の間十分な強さを保持することであって、バイオリアクターの「フロー」の条件下で好ましくは１日〜３ヶ月）が含まれるが、これらに限定されない。ＴＥＢＶは更に、長軸方向／軸方向の弾性率（ＭＰａ）（好ましくは１〜２００、最も好ましくは５〜１００）、直交／径方向の弾性率（ＭＰａ）（好ましくは０．１〜１００、最も好ましくは０．５〜５０）、ランダムな弾性率（ＭＰａ）（好ましくは０．１〜１００、最も好ましくは０．５〜５０）及び湿潤／長手方向の弾性率（ＭＰａ）（好ましくは５〜１００、好ましくは２５〜７５）、長軸方向／軸方向のピーク応力（ＭＰａ）（好ましくは１〜３０、最も好ましくは２〜２０）、直交／径方向のピーク応力（ＭＰａ）（好ましくは０．５〜１５ｎ、最も好ましくは１〜１０）、ランダムなピーク応力（ＭＰａ）（好ましくは０．５〜１５、最も好ましくは１〜１０）及び湿潤／長手方向のピーク応力（ＭＰａ）（好ましくは１〜３０、最も好ましくは２〜２０）、長軸方向／軸方向の破壊ひずみ（％）（好ましくは１〜２００、最も好ましくは５〜７５）、直交／径方向の破壊ひずみ（％）（好ましくは５〜４００、最も好ましくは１０〜３００）、ランダムな破壊ひずみ（％）（好ましくは５〜４００、最も好ましくは１０〜３００）及び湿潤／長手方向の破壊ひずみ（％）（好ましくは１〜２００、最も好ましくは２０〜１００）を含むが、これらに限定されない、所望の引張特性（径方向及び軸方向）をも有するべきである。

ＴＥＢＶは、所望の範囲を反映する形態を有しており、細胞、細胞シート、細胞溶解物、細分化組織のうち１つ以上、及びバイオリアクタープロセスと共に、損傷を受けた又は病的な小径の静脈血管又は動脈血管を置換する。所望の形態は、ポアサイズ（好ましくは１〜２００ｕｍ、最も好ましくは１００ｕｍ未満）、多孔性（好ましくは４０％〜９８％、最も好ましくは６０％〜９５％）、表面積／体積（好ましくは０．１〜７ｍ^２／ｃｍ^３、最も好ましくは０．３〜５．５ｍ^２／ｃｍ^３）、透水性（好ましくは８０〜１２０ｍｍ Ｈｇで１〜１０ｍｌ ｃｍ^２／分、最も好ましくは１６．０ｋＰａ（１２０ｍｍ Ｈｇ）で＜５ｍｌ ｃｍ^２／分）、及びポリマー／ファイバーの配向（適切な細胞の播種、固着、増殖、及びＥＣＭ形成を可能にする）を含むが、これらに限定されない。ポリマー／ファイバーの配向は更に、適切な細胞移動をも可能にするであろうが、これは細分化組織片にとっては、細胞がこの組織片から移動してＴＥＢＶに集合するので重要である。

ＴＥＢＶは、ＴＥＢＶにとって所望の特性を反映する生体適合性を有しており、細胞、細胞シート、細胞溶解物、細分化組織のうち１つ以上、及びバイオリアクタープロセスと共に、損傷を受けた又は病的な小径の静脈血管又は動脈血管を置換する。所望の生体適合性には、吸収（ＴＥＢＶの最大体積が細胞及びＥＣＭで占有されることを可能にするには、好ましくは６〜２４ヶ月）、組織反応（最小）、細胞の適合性（固着、生存能、増殖、移動及びＴＥＢＶによって悪影響を受けない分化）、残留溶媒（最小）、残留ＥｔＯ（最小）、及び血液適合性（非血栓形成性）が含まれるが、これらに限定されない。

組織工学による血管足場は、以下の方法によって調製される。
内表面と外表面とを有する第１の編組メッシュチューブを上述のようにして提供して、マンドレル上に配置する。その後、メルトブローシートを上述のようにして提供して、第１の編組メッシュチューブの外表面に圧延する。次に、第２の編組メッシュチューブを、圧延されたメルトブローシート上に配置する。

一実施形態では、組織工学による血管は更に細胞も含んでいる。ＴＥＢＶと組み合わせてもよい適した細胞には、多能性幹細胞又は万能性幹細胞等の幹細胞、平滑筋前駆細胞及び血管内皮前駆細胞等の前駆細胞、胚性幹細胞、胎盤組織由来細胞及び臍帯組織由来細胞等の分娩後組織由来細胞、血管内皮細胞等の内皮細胞、血管平滑筋細胞等の平滑筋細胞、脂肪組織由来前駆細胞、並びに橈骨動脈由来細胞及び内胸動脈としても知られる左右の内乳動脈（ＩＭＡ）等の動脈細胞が含まれるが、これらに限定されない。

一実施形態では、前記細胞は、ヒト臍帯組織由来細胞（ｈＵＴＣ）である。ヒト臍帯組織由来細胞（ｈＵＴＣ）（臍帯部由来細胞（ＵＤＣ）とも呼ばれる）を分離及び回収する方法は、米国特許第７，５１０，８７３号に記載されており、この内容は全て参照として本明細書に組み込まれる。別の実施形態では、ＴＥＢＶは更に、ヒト臍帯組織由来細胞（ｈＵＴＣ）及び１種以上の他の細胞を含む。１種以上の他の細胞としては、血管平滑筋細胞（ＳＭＣ）、血管平滑筋前駆細胞、血管内皮細胞（ＥＣ）、若しくは血管外皮前駆細胞、及び／又は他の多能性幹細胞若しくは万能性幹細胞が挙げられるが、これらに限定されない。ｈＵＴＣとＴＥＢＶ上の１種以上の他の細胞とを組み合わせることで、例えば、ＴＥＢＶ上でのＥＣ及びＳＭＣの播種、付着及び増殖を増強することができる。ｈＵＴＣはまた、ＴＥＢＶ作製物中のＥＣ若しくはＳＭＣ又は前駆細胞の分化を促進することも可能である。これは、インビトロ培養時のＴＥＢＶの成熟だけでなく、インビボ移植時の生着をも促進する可能性もある。ｈＵＴＣは、栄養を供給する可能性もあり、又はＥＣＭタンパク質を発現させてその発現を増強する可能性もある。ｈＵＴＣを含む細胞の栄養作用は、患者の血管平滑筋又は血管内皮の増殖につながる可能性がある。ｈＵＴＣを含む細胞の栄養作用は、血管平滑筋細胞、血管内皮細胞、骨格筋前駆細胞、血管平滑筋前駆細胞、又は血管内皮前駆細胞の、血管の再生部位（単数又は複数）への移動を誘発する可能性がある。

細胞は、（組織を修復する手術の前又は手術中に）患者から収集することができ、そしてこの細胞は、特定の細胞型を用意するために滅菌状態の下で処理することができる。当業者は、Ｏｓｔｅｏａｒｔｈｒｉｔｉｓ Ｃａｒｔｉｌａｇｅ，２００７，Ｆｅｂ；１５（２）：２２６〜３１に記載されるような上述の細胞を収集して用意するための従来の方法を知っており、前記文献の全体が参照により本明細書に組み込まれる。別の実施形態では、細胞は、血管新生促進活性、抗炎症活性、細胞生存性、細胞の増殖性若しくは分化、又は免疫修飾に関与するターゲットの遺伝子を発現させるために、遺伝子的に改変される。

細胞は、移植の直前にＴＥＢＶ上に短期間、例えば、１日未満播種されてもよく、又は移植の前に播種したＴＥＢＶ内において細胞の増殖及び細胞外マトリックス合成を可能にするためにより長い期間、例えば、２日以上培養されもよい。一実施形態では、単一の細胞型をＴＥＢＶ上に播種する。別の実施例では、１種以上の細胞型をＴＥＢＶ上に播種する。様々な細胞戦略（つまり、自己細胞、同種異系細胞、異種細胞等）が、これら足場と併用できるであろう。一実施形態では、平滑筋細胞をＴＥＢＶの外側ルーメンに播種することができ、また、別の実施形態では、内皮細胞をＴＥＢＶの内側ルーメンに播種することができる。前記細胞は、集密状態の細胞層を用意するのに十分な量で播種される。好ましくは、細胞播種密度は、約２×１０^５／ｃｍ^２である。

別の実施形態では、組織工学による血管は更に、細胞シートを含む。細胞シートは、ｈＵＴＣ又は他の細胞型から作製されてもよい。細胞シートの製造方法は、米国特許出願公開第２００６−０１５３８１５ Ａ１号として２００６年７月１３日に公開された米国特許出願第１１／３０４，０９１号に記載されており、この内容は全て参照として本明細書に組み込まれる。細胞シートは、温度が低下するにつれて無傷細胞シートの収集を可能にする熱応答性ポリマーがコーティングされた皿を用いて生成される。あるいは、細胞シートを作製する他の方法には、ポリマーフィルム上に細胞シートの形で細胞を増殖することが含まれるが、これらに限定されない。選択された細胞は、ガラス、セラミックス、又は表面処理された合成ポリマーの表面上で培養されてもよい。例えば、γ線照射、又はシリコンコーティングのような表面処理を受けたポリスチレンを、細胞培養の表面として使用してもよい。８５％以上コンフルエントに増殖した細胞は、細胞増殖支援機器上に細胞シート層を形成する。細胞シート層は、トリプシン又はディスパーゼ等のタンパク質分解酵素を使用して、細胞増殖支援機器から分離されてもよい。更に非酵素的な細胞解離を使用することもできる。非限定的な例としては、酵素処理に関連する損傷のリスクを低減すると同時に、培養中の固着細胞を穏やかに取り外すように設計されている非酵素的な細胞解離溶液である、ＣＥＬＬＳＴＲＩＰＰＥＲ（Ｍｅｄｉａｔｅｃｈ，Ｉｎｃ．、Ｈｅｒｎｄｏｎ，Ｖａ．）の商品名で販売されているキレート化剤の混合物が挙げられる。

あるいは、培養細胞が採取される細胞増殖支援機器の表面は、細胞がタンパク質分解酵素又は化学材料を用いずに分離される材料から作製された床であってもよい。床の材料は、その上に担体及びコーティングを備えていてもよく、その場合、コーティングは、水に対する臨界溶解温度が０℃〜８０℃までの範囲のポリマー又はコポリマーから形成される。

一実施形態では、細胞シートをメルトブローシートの上に重ねてから当該シートをチューブ上で圧延することにより、１種以上の細胞シートを、本明細書に上述したようにＴＥＢＶと組み合わせる。１つ以上の細胞シートは、本明細書に上述したように、同じ細胞型であってもよく、又は異なる細胞型であってもよい。一実施形態では、頑強な血管の作製物を形成するために、多数の細胞シートを組み合わせることができる。例えば、内皮細胞及び平滑筋細胞で作製された細胞シートを、ＴＥＢＶを形成するために足場と結合することができる。あるいは、ｈＵＴＣ細胞シート等の他の細胞型を、ＴＥＢＶを形成するために内皮細胞シート及び足場と結合することができる。更に、作製物の成熟を支援する栄養の因子を供給するために、ｈＵＴＣから作製された細胞シートを、足場、ＥＣ、及びＳＭＣから構成される予め形成されたＴＥＢＶの周りに巻き付けることができる。

細胞シートは、細胞シートに補強特性及び機械的特性を提供するために、メルトブローシート上で増殖させてもよい。強化された細胞シートは、支援機器に細胞を播種する前に、支援機器の底部に生分解性補強部材又は非生分解性補強部材を置くことによって形成することができる。補強部材は、本明細書に上述したとおりである。細胞シート層は、結果として当該細胞シート層に付加的な強度を提供する補強足場が組み込まれ、バッキング層なしで操作することができる。好ましい補強足場は、ポリ（ジオキサノン）から構成されるメッシュである。メッシュは、Ｃｏｒｎｉｎｇ（登録商標）超低接着表面ディッシュの底部に置くことができる。次に、細胞間の相互作用を形成することになると同時に、メッシュと相互作用する時にメッシュと結合することになるように、細胞を皿に播種することができる。これによって、更に望ましい強度及びハンドリング特性を備えた強化された細胞シートが得られるであろう。そのような強化された細胞シートをＴＥＢＶ内へ巻き込んでもよく、又は強化された細胞シート層を足場上に配置してもよい（上述のとおり）。

別の実施例では、細胞シートは、遺伝子操作されている。遺伝子操作された細胞シートは細胞集団を含んでおり、細胞集団の少なくとも１つの細胞は、外因性ポリヌクレオチドが組織の治癒、置換、維持、及び診断を助けるための明確な診断上の及び／又は治療上の生成物（例えば、ポリペプチド又はポリヌクレオチド）を発現するように、外因性ポリヌクレオチドで形質移入されている。本明細書で使用可能な「ターゲットのタンパク質」（及びそれをコードする遺伝子）の例には、サイトカイン、増殖因子、ケモカイン、化学走性ペプチド、メタロプロテイナーゼの組織阻害物質、ホルモン、刺激性又は抑制性の血管形成調節薬、免疫調節性タンパク質、神経防護的タンパク質及び神経再生的なタンパク質、並びにアポトーシス阻害物質が含まれるが、これらに限定されない。より具体的には、好ましいタンパク質には、エリスロポエチン（ＥＰＯ）、ＥＧＦ、ＶＥＧＦ、ＦＧＦ、ＰＤＧＦ、ＩＧＦ、ＫＧＦ、ＩＦＮ−α、ＩＦＮ−δ、ＭＳＨ、ＴＧＦ−α、ＴＧＦ−β、ＴＮＦ−α、ＩＬ−１、ＢＤＮＦ、ＧＤＦ−５、ＢＭＰ−７、及びＩＬ−６が含まれるが、これらに限定されない。

別の実施形態では、組織工学による血管は更に細胞溶解物を含む。細胞溶解物は、多能性幹細胞又は万能性幹細胞等の幹細胞、平滑筋前駆細胞及び血管内皮前駆細胞等の前駆細胞、胚性幹細胞、胎盤組織由来細胞及び臍帯組織由来細胞等の分娩後組織由来細胞、血管内皮細胞等の内皮細胞、血管平滑筋細胞等の平滑筋細胞、脂肪組織由来前駆細胞、並びに橈骨動脈由来細胞及び内胸動脈としても知られる左右の内乳動脈（ＩＭＡ）等の動脈細胞が含まれるが、これらに限定されない細胞から得られてもよい。細胞溶解物及び細胞の可溶性画分は、血管平滑筋又は血管内皮経路に沿って、分化するために刺激されてもよい。そのような溶解物及びその画分は、多くの有用性を有する。インビボで溶解物の可溶性画分（つまり、実質的に膜がないもの）を使用することにより、例えば、拒絶又は他の有害な免疫反応を引き起こす可能性が高い相当量の細胞表面タンパク質を導入することなく、有益な細胞内の環境を患者に同種で使用できる。

細胞を溶解する方法は、当該技術分野において周知であり、機械的破壊、酵素的破壊、若しくは化学的破壊、又はこれらの組合せといった様々な手段を含む。そのような細胞溶解物は、増殖培地中で細胞から直接調製されるので、分泌された増殖因子等を含有した状態で調製されてもよく、又は培地を用いずに、例えば、ＰＢＳ若しくは他の溶液中で、洗浄された細胞から調製されてもよい。細胞溶解物は、ＴＥＢＶを細胞培養プレートに入れてＴＥＢＶ上に細胞溶解物の上清を添加することにより、本発明によるＴＥＢＶを作製するために使用することも可能である。分解物を添加したＴＥＢＶはその後、凍結乾燥するための凍結乾燥器に入れることができる。

更に別の実施形態では、組織工学による血管は更に細分化組織を含む。細分化組織は、組織片からＴＥＢＶに移動することができる少なくとも１つの生存細胞を有する。更に好ましくは、細分化組織は、組織片から移動してＴＥＢＶに集合し始めることができる有効量の細胞を含有する。細分化組織は、１種以上の組織源から得られてもよく、又は１種の源から得られてもよい。細分化組織源には、骨格筋組織及び平滑筋組織等の筋組織、静脈組織及び動脈組織等の血管組織、内皮組織等の皮膚組織、並びに脂肪組織が含まれるが、これらに限定されない。

細分化組織は、最初に、収集用の適切なツールを使用してドナーから組織試料（自家、同種異系、又は異種）を取得することにより調製される。組織試料を次に、組織が採取される時に細かく刻んで小断片に分割するか、或いは組織試料は、体外で採取され収集された後で刻むこともできる。組織試料を収集後に刻む実施形態では、組織試料は、リン酸緩衝生理食塩水で３回洗浄することができる。組織は次に、リン酸緩衝生理食塩水等の生理的緩衝液、又はＨａｍ’ｓ Ｆ１２培地液中の０．２％コラゲナーゼ等のマトリックス消化酵素を少量、例えば、約１ｍＬ含む状態で、小断片に刻むことができる。組織は、およそ０．１〜１ｍｍ^３のサイズの断片に刻まれる。組織を刻む工程は、種々の方法により達成できる。一実施形態では、刻む工程は、平行方向及び対向する方向に切断する２つの滅菌メスを用いて行われるが、別の実施形態では、組織を自動的に所望の大きさの粒子に分割する加工用具によって組織を刻むことができる。一実施形態では、細分化組織は、例えば、篩い分け、沈降又は遠心分離のような、当業者に既知の種々の方法を用いて、生理液から分離して濃縮することができる。細分化組織を濾過及び濃縮する実施形態では、細分化組織の懸濁液は、好ましくは、懸濁液中に少量の流体を保持して、組織が乾燥することを防ぐ。

刻まれた生組織の懸濁液は、組織とＴＥＢＶが結合するように、生組織の懸濁液を生体適合性ＴＥＢＶ上に沈着させることによって、本発明によるＴＥＢＶを作製するために使用することができる。好ましくは、組織は、ＴＥＢＶの少なくとも一部分に結合している。ＴＥＢＶは、対象に直ちに移植してもよく、或いは作製物は、組織試料の生存能を保持するのに有効な滅菌条件下で培養してもよい。

本発明の別の態様では、細分化組織は、２つの異なる細分化組織源の応用からなることができる（例えば、一方の表面には刻んだ内皮組織を載せ、他方の表面には、刻んだ平滑筋組織を載せることができる）。

一実施形態では、組織工学による血管、及び細胞、細胞シート、細胞溶解物又は細分化組織のうち１つ以上は、生物活性剤と組み合わせることにより増強される。適した生物活性剤には、抗血栓薬、抗炎症薬、免疫抑制剤、免疫調節薬、血管新生促進剤、抗アポトーシス剤、酸化防止剤、増殖因子、血管形成因子、筋再生的な又は筋防護的な薬、培養上清、コラーゲン、アテロコラーゲン、ラミニン、フィブロネクチン、ビトロネクチン、テネイシン、インテグリン、グリコサミノグリカン（ヒアルロン酸、コンドロイチン硫酸、デルマタン硫酸、ヘパラン硫酸、ヘパリン、ケラタン硫酸等）、エラスチン及びフィブリン等の細胞外マトリックスタンパク質、血管内皮細胞増殖因子、血小板由来増殖因子、上皮増殖因子、繊維芽細胞増殖因子、肝細胞増殖因子、インスリン様増殖因子、及び形質転換増殖因子等の増殖因子及び／又はサイトカインが含まれるが、これらに限定されない。

本明細書で上述したような細胞から得た培養上清は、拒絶又は他の有害な免疫反応を引き起こす可能性がある無傷細胞を導入することなく、細胞によって分泌された有益な栄養の因子を、同種で患者に使用することを可能にする。培養上清は、培地に細胞を培養して、次に培地から細胞を取り除くことによって調製される。ｈＵＴＣを含む細胞集合から調製された培養上清は、そのまま使用してもよく、限外ろ過若しくは凍結乾燥又は更に乾燥すること等によって更に濃縮してもよく、部分的に精製してもよく、製薬上許容できるキャリア若しくは周知技術の希釈剤と組み合わせてもよく、或いは他の生物活性剤と組み合わせてもよい。培養上清は、インビトロ又はインビボで、単独で、又は例えば、自己生細胞又は同種異系生細胞と組み合わせて、使用してもよい。インビボで導入する場合、培養上清は、治療部位で局所的に導入してもよく、又は患者に必要な細胞の増殖若しくは栄養の因子を供給するために遠隔に導入してもよい。このような上清は更に、ＴＥＢＶの成熟に使用されてもよい。或いは、ｈＵＴＣ又は他の細胞の培養上清はまた、ＥＣ及びＳＭＣの両方を播種する前に、ＴＥＢＶ上で凍結乾燥されてもよい。

製造の観点から、ｈＵＴＣ若しくは他の細胞又は培養上清は、ＴＥＢＶのインビトロ培養又は作製に要する時間を短縮する可能性がある。これによって、更には、ＥＣ及びＳＭＣの自家源を作る開始細胞をほとんど使用しなくなり、より実行可能な選択肢となるであろう。

一実施形態では、細胞、細胞シート、細胞溶解物又は細分化組織を更に含む組織工学による血管は、バイオリアクタープロセスと組み合わせることで増強される。これらの組織工学による血管は、バイオリアクタープロセスで又はバイオリアクタープロセスなしで培養されてもよい。ＴＥＢＶは、スピナーフラスコ、回転壁容器（ＲＷＶ）バイオリアクター、灌流ベースのバイオリアクター、又はこれらの組み合わせが含まれるが、これらに限定されない、様々な細胞培養バイオリアクターを使用して培養されてもよい。一実施形態では、細胞培養バイオリアクターは、回転壁容器（ＲＷＶ）バイオリアクター又は灌流ベースのバイオリアクターである。灌流ベースのバイオリアクターは、ＴＥＢＶを固定する機器からなるものであって、培地がＴＥＢＶのルーメンを通って流れるようにするものであり、更にはＴＥＢＶの内表面（ルーメン）だけでなく外表面にも細胞を播種及び培養できるようにする可能性もある。灌流バイオリアクターは更に、移植の前に、細胞播種したＴＥＢＶを条件付けするために拍動流及び様々な圧力を発生する能力を持っていてもよい。バイオリアクタープロセス中の拍動流の圧力は、好ましくは１日〜１年間にわたって１〜２５ダイン／ｃｍ^２であり、より好ましくは２〜４週間にわたって１〜２５ダイン／ｃｍ^２まで緩やかに増加する。

細胞、細胞シート、細胞溶解物又は細分化組織及び任意に生物活性剤を有するＴＥＢＶは、移植の前に、ＴＥＢＶ内の細胞の増殖及びマトリックス合成ができるように、より長い期間、例えば、２日以上培養されてもよい。本明細書で上述したように、細胞、細胞シート、細胞溶解物又は細分化組織は、ＴＥＢＶに適用され、より長期間培養するためにバイオリアクターに移されるか、又はより好ましくは、バイオリアクター内で播種及び培養される。更には、例えば、一方のバイオリアクターを細胞の初期の播種用に使用し、そしてもう一方を長期培養に使用するなど、複数のバイオリアクターを順次使用してもよい。

バイオリアクターを使用してＴＥＢＶに細胞を播種及び培養するプロセスは、多数の細胞型で、順次に、例えば、平滑筋細胞を一定期間播種及び培養した後、内皮細胞を播種及び培養するなどのように繰り返されてもよく、又は同時に（例えば、足場の外側表面上には平滑筋細胞を、そして足場の内側表面（ルーメン）上には内皮細胞を播種及び培養するなどのように）行われてもよい。ＴＥＢＶは、成熟を促進するために、一定期間培養されても、培養されなくてもよい。バイオリアクターの条件は、作製物の適切な成熟が促進されるようにコントロールすることができる。培養期間後、作製物は取り外されて、動物又はヒトの血管部位に移植することができる。

細胞培養の一般的条件は、温度３７℃及び５％ ＣＯ_２を含む。細胞を播種した作製物は、生理的ｐＨで又はその近傍で保持された緩衝生理食塩溶液中で培養される。培地は、代謝性呼吸を支援するために酸素を補充することができる。培地は、標準処方であってもよく、又は作製物中での細胞増殖及び成熟を最適に支援するように調整されてもよい。培地は、緩衝剤、塩類、アミノ酸、グルコース、ビタミン、及び他の細胞の栄養素を含有してもよい。培地は更に、作製物内に内皮細胞及び平滑筋細胞を確立するように選択された増殖因子を含有してもよい。それらの例としては、ＶＥＧＦ、ＦＧＦ２、アンジオスタチン、エンドスタチン、トロンビン、及びアンギオテンシンＩＩが挙げられる。培地は更に、作製物の成熟を促進するために作製物内で灌流されてもよい。これには、作製物が移植されると暴露される可能性がある圧力値及び流量値又はそれらの近傍の値の血管内腔内の流れが含まれてもよい。

培地は、培養される細胞型に特異的である（つまり、内皮細胞には内皮培地、ＳＭＣには平滑筋細胞培地）。特に灌流バイオリアクターに関しては、ずれ応力（流量に関連したもの）、酸素分圧、及び圧力等であってこれらに限定されない、考慮すべき他の検討事項がある。

ＴＥＢＶは更に、異なる細胞型の付着又は増殖を増強するために、電気刺激が与えられる可能性もある。電気刺激は、細胞の培養及び増殖中に、ＴＥＢＶの作製の前に、ＴＥＢＶの成熟過程中に、又は移植中に、実施することができる。ｈＵＴＣを含む細胞もまた、培養上清の生成中に電気刺激が与えられてもよい。

本発明は更に、修復を必要とする血管上の位置で上述のＴＥＢＶを挿入する、組織の修復又は再生方法をも提供する。前記ＴＥＢＶ構造体は特に、２種以上の異なる種類の組織間での組織の再生に有用である。最も単純な場合の多細胞系には、１つの細胞型を足場の片側に存在させて、もう１つの細胞型を足場のその反対側に存在させることができる。そのような再生の例としては、血管構造を再生するために、外側に平滑筋を備え、内側に内皮細胞を備えた血管組織であり得る。このプロセスは、異なる細胞型をメルトブローシートの両面において、同時に又は段階的な方法で培養することによって達成することができる。

本発明は更に、本明細書で説明する方法によって調製されたＴＥＢＶを使用して組織を処置する方法に関する。ＴＥＢＶは、動静脈移植術、冠状動脈移植術、又は抹消動脈移植術で使用することができる。例えば、末期腎不全患者の治療に使用される典型的な動静脈（ＡＶ）の外科的処置において、外科医は、前腕の皮膚及び筋肉を切開する。動脈及び静脈（通常、橈骨動脈及び橈側皮静脈）を選択して、それぞれを切開する。次に、ＴＥＢＶを使用して動脈及び静脈の端部を吻合する。その後、筋肉及び皮膚を閉じる。移植片が適切に治癒した後（４〜６週間）、患者の血液を治療するために、成功したバイパスを使用することができる。

冠状動脈バイパス（ＣＡＢＧ）処置において、ＴＥＢＶは、動脈壁の肥厚、弾力性の低下及び石灰化を特徴とする一般的な動脈障害である動脈硬化症を患っている患者に使用される。この疾患は、心臓を損傷して脳卒中及び心臓発作につながる可能性がある、血液供給の減少を引き起こす。典型的なＣＡＢＧ処置では、外科医は胸骨切開術によって開胸を行う。心臓の機能は心肺装置が代行する。病的な動脈を見つけ、ＴＥＢＶの一端を塞栓部の向こう側にある冠状動脈に縫いつけ、もう一端を大動脈に取り付ける。心臓の再起動を行い、胸骨をワイヤーでつなぎ合わせて、切開部を縫合して閉じる。数週間内に、成功したバイパス処置が完全に治癒して、患者の機能は正常に働く。

下記の実施例は本発明の原理及び実践の説明のためであり、これらに限定されるものではない。本発明の範囲及び趣旨内の多くの追加の実施形態は、本開示の助けを借りれば当業者に明らかになるであろう。

実施例１：セグメント化された、ｐ−ジオキサノンを多く含む１７／８３モル比のポリ（ε−カプロラクトン−コ−ｐ−ジオキサノン）トリブロックコポリマーの合成
撹拌機を装備した１０ガロンのステンレス鋼製オイル加熱ジャケット付き反応器を用い、４，１２３グラムのε−カプロラクトンを、６３．９グラムのジエチレングリコール及びオクタン酸スズの０．３３Ｍトルエン溶液１６．６ｍＬと共に加えた。初期投入後、回転数６ＲＰＭで上向きに撹拌しながらパージサイクルを行った。反応器を、７３．３Ｐａ（５５０ｍトール）未満の圧力まで真空排気し、続いて、窒素ガスを導入した。そのサイクルをもう一度繰り返して、乾燥雰囲気を確保した。最後の窒素パージ終了時に、その圧力を、１気圧を少し上回るように調節した。オイルコントローラを１８０℃／時の速度で１９５℃に設定することによって前記器を加熱した。反応は、油温が１９５℃に達した時点から６時間１０分続けた。

次の段階では、オイルコントローラの設定点を１２０℃に下げて、２０，８７７グラムの溶融ｐ−ジオキサノンモノマーを溶融タンクから、撹拌機の速度を上向きに７ＲＰＭとして７０分間添加した。反応終了時に、撹拌機速度を５ＲＰＭまで低下させて、ポリマーを前記器から好適な容器へ放出させた。容器を、８０℃に設定した窒素オーブン中に４日間入れた。この固体重合工程の間、オーブン内の連続窒素流を維持して、生成される水分によって誘発される分解を抑制した。

結晶化したポリマーを次いで容器から取り出して、約−２０℃に設定された冷凍庫に最低２４時間入れた。ポリマーはその後、冷凍庫から取り出して、ポリマー顆粒のサイズを約０．４８ｃｍ（３／１６インチ）まで小さくするために、サイジングスクリーンを装備したＣｕｍｂｅｒｌａｎｄ造粒機に入れた。次いで、顆粒をふるいにかけてあらゆる「微粒子」を取り除き、そして秤量した。粉末状のふるいにかけたポリマーの正味重量は１９．２ｋｇであり、これを次いで８５Ｌ（３立方フィート）のＰａｔｔｅｒｓｏｎ−Ｋｅｌｌｅｙ回転式乾燥機に入れて残留モノマーを取り除いた。乾燥機を閉めて、２６．７Ｐａ（２００ｍトール）未満まで減圧させた。圧力が２６．７Ｐａ（２００ｍトール）未満になると、乾燥機の回転を５〜１０ＲＰＭの回転数で加熱せずに１０時間作動させた。１０時間後、油温を１２０℃／時の昇温速度で８０℃に設定した。油温を約８０℃において３２時間維持した。この加熱期間の終了時に、バッチを、回転及び真空を維持しながら３時間冷却した。ポリマーを、窒素で容器を加圧させることによって乾燥機から放出させ、放出弁を開いて、ポリマー顆粒を長期保管用の待機容器に下降させた。

長期保管用の容器は、樹脂が真空下で保管できるように、気密性で、しかも排気するための弁が装備されていた。乾燥させた樹脂は、２５℃において０．１０ｇ／ｄＬの濃度のヘキサフルオロイソプロパノール中で測定したとき、１．１ｄＬ／ｇの固有粘度を示した。ゲル透過クロマトグラフィー分析は、約４３，１００ダルトンの重量平均分子量を示した。核磁気共鳴法により、樹脂は、８３．０モル％のポリ（ｐ−ジオキサノン）及び１６．２モル％のポリ（ε−カプロラクトン）と共に、１．０％未満の残留モノマー含量を含むことが確かめられた。

実施例２：セグメント化された、ｐ−ジオキサノンを多く含む９／９１モル比のポリ（ε−カプロラクトン−コ−ｐ−ジオキサノン）トリブロックコポリマー（ＰＤＯを多く含むＣａｐ／ＰＤＯコポリマー）の合成
撹拌機を装備した１０ガロンのステンレス鋼製オイル加熱ジャケット付き反応器を用い、２，９１１グラムのε−カプロラクトンを、９０．２グラムのジエチレングリコール及びオクタン酸スズ（stannous octoate）の０．３３Ｍトルエン溶液２３．４ｍＬと共に加えた。第１段階での反応条件は、実施例１の条件と厳密に適合させた。

次の共重合段階では、オイルコントローラの設定点を１２０℃まで低下させ、３２，０８９グラムの溶融ｐ−ジオキサノンモノマーを溶融タンクから、撹拌機の速度を下向きに７．５ＲＰＭとして４０分間添加した。オイルコントローラを次いで、１１５℃で２０分に、その後１０４℃で１時間４５分に設定し、そして取り出し前に最後に１１５℃で１５分に設定した。後硬化段階（８０℃／４日）並びに粉末化及びふるい手順は、実施例１に従って行った。粉末状のふるいにかけたポリマーの正味重量は３１．９ｋｇであり、これを次いで、モノマー除去のために８５Ｌ（３立方フィート）のＰａｔｔｅｒｓｏｎ−Ｋｅｌｌｅｙ回転式乾燥機に入れて、実施例１に記載の条件に従った。

乾燥させた樹脂は、２５℃において０．１０ｇ／ｄＬの濃度のヘキサフルオロイソプロパノール中で測定したとき、０．９７ｄＬ／ｇの固有粘度を示した。ゲル透過クロマトグラフィー分析は、約３３，０００ダルトンの重量平均分子量を示した。核磁気共鳴法により、樹脂は、９０．４モル％のポリ（ｐ−ジオキサノン）及び８．７モル％のポリ（ε−カプロラクトン）と共に、１．０％未満の残留モノマー含量を含むことが確かめられた。

実施例３：セグメント化された、ε−カプロラクトンを多く含む９１／９モル比のポリ（ε−カプロラクトン−コ−ｐ−ジオキサノン）トリブロックコポリマー（Ｃａｐを多く含むＣａｐ／ＰＤＯコポリマー）［初期の仕込み投入量は７５／２５ Ｃａｐ／ＰＤＯ］の合成
撹拌機を装備した１０ガロンのステンレス鋼製オイル加熱ジャケット付き反応器を用い、１８，４９２グラムのε−カプロラクトンを、１９．１グラムのジエチレングリコール及びオクタン酸スズ（stannous octoate）の０．３３Ｍトルエン溶液２６．２ｍＬと共に加えた。初期投入後、回転数１０ＲＰＭにおいて下向きに撹拌しながらパージサイクルを開始した。反応器を、６６．７ｋＰａ（５５０ｍトール）未満の圧力まで真空排気し、続いて、窒素ガスを導入した。そのサイクルをもう一度繰り返して、乾燥雰囲気を確保した。最終窒素パージの終了時に、圧力を、１気圧を少し上回るように調節した。撹拌機の回転数は、下向きに、７ＲＰＭまで低下させた。オイルコントローラを１８０℃／時の速度で１９５℃に設定することにより、前記器を加熱した。反応は、油温が１９５℃に達した時点から４時間続けた。その後、反応を更に真空下で３０分間続けてから、未反応のε−カプロラクトンモノマーを取り除いた。

次の共重合段階では、オイルコントローラの設定点を１８０℃に低下させ、５，５０８グラムの溶融ｐ−ジオキサノンモノマーを溶融タンクから、撹拌機の速度を下向きに１０ＲＰＭとして１５分間添加した。撹拌機の速度を下向きに７．５ＲＰＭまで低下させた。オイルコントローラを次いで、１５０で３０分間に、次に１１５℃で１時間１５分間に、その後１１０℃で２０分間に設定し、そして取り出し前１５分に最後に１１２℃で３０分間に設定した。

最終反応時間の終了時に、撹拌機の速度を下向きに２ＲＰＭまで低下させて、ポリマーを前記器から好適な容器へ放出させた。冷却後、ポリマーを容器から取り出して、約−２０℃に設定された冷凍庫に最低２４時間入れた。ポリマーを冷凍庫から取り出して、ポリマー顆粒のサイズを約０．４８ｃｍ（３／１６インチ）まで小さくするために、サイジングスクリーンを装備したＣｕｍｂｅｒｌａｎｄ造粒機に入れた。次いで、顆粒をふるいにかけてあらゆる「微粒子」を取り除き、そして秤量した。粉末状のふるいにかけたポリマーの正味重量は１７．５ｋｇであり、これを次いで、残留モノマーを除去するために８５Ｌ（３立方フィート）のＰａｔｔｅｒｓｏｎ−Ｋｅｌｌｅｙ回転式乾燥機に入れた。

乾燥機を閉めて、２６．７Ｐａ（２００ｍトール）未満まで減圧させた。圧力が２６．７Ｐａ（２００ｍトール）未満になると、乾燥機の回転を５〜１０ＲＰＭの回転数で加熱せずに１０時間作動させた。１０時間後、油温を１２０℃／時の昇温速度で４０℃に設定した。油温は、４０℃で３２時間維持した。この加熱期間の終了時に、回転及び真空を維持しながらバッチを４時間冷却させた。ポリマーを、窒素で容器を加圧させることによって乾燥機から放出させ、放出弁を開いて、ポリマー顆粒を長期保管用の待機容器に下降させた。

長期保管用の容器は、樹脂が真空下で保管できるように、気密性で、しかも排気するための弁が装備されていた。乾燥させた樹脂は、２５℃において０．１０ｇ／ｄＬの濃度のヘキサフルオロイソプロパノール中で測定したとき、２．０１ｄＬ／ｇの固有粘度を示した。ゲル透過クロマトグラフィー分析は、約７１，０００ダルトンの重量平均分子量を示した。核磁気共鳴法により、樹脂は、８．６１モル％のポリ（ｐ−ジオキサノン）及び９０．８８モル％のポリ（ε−カプロラクトン）と共に、１．０％未満の残留モノマー含量を含むことが確かめられた。

実施例４：９／９１ Ｃａｐ／ＰＤＯコポリマーから作製されたメルトブロー不織布
単軸スクリュー押出機を装備した上述の種類の１５．２ｃｍ（６インチ）のメルトブロー不織布ラインにおいて、重量平均分子量が３３，０００ダルトンの９／９１ Ｃａｐ／ＰＤＯコポリマー（実施例２に記載の通りに調製したもの）を押出成形してメルトブロー不織布とした。このプロセスは、固体ポリマーペレットを、押出機上の給送ホッパー内に供給することを伴う。押出機は、３つの加熱ゾーンを備える２．５４〜０．６４ｃｍ（１〜１／４インチ）の単軸スクリューを有しており、ポリマーを徐々に溶融し、溶融されたポリマーをコネクタ又は移送ラインから押出成形した。最後に、溶融されたポリマーを、小径の繊維が出てくる多数のキャピラリー孔を具備するダイアセンブリに押し込んだ。高速熱風を使用して繊維が出てくると同時に、繊維直径は、ダイ出口で減弱された。ダイ出口から約１５．２ｃｍ（６インチ）に回転式回収ドラムが位置し、その上に繊維ウェブを付着させて、ワインドアップスプールまで運搬した。メルトブローラインは、Ｂｕｎｔｉｎ、Ｋｅｌｌｅｒ及びＨａｒｄｉｎｇによる米国特許第３，９７８，１８５号に記載のような標準設計のものであり、その内容の全体は参照により本明細書に組み込まれる。使用されたダイは、孔１個当たりの直径が０．０４６ｃｍ（０．０１８インチ）の２１０個のキャピラリー孔を有した。プロセス条件及びその結果得られるメルトブロー不織布の特性を、次に示す下記の表に列挙する。

９／９１ Ｃａｐ／ＰＤＯコポリマーのメルトブロープロセス実験条件

実施例５：１７／８３ Ｃａｐ／ＰＤＯコポリマーから作製されたメルトブロー不織布
単軸スクリュー押出機を装備した本明細書において上述のタイプの１５．２ｃｍ（６インチ）メルトブロー不織布ラインにおいて、重量平均分子量が４３，１００ダルトンのＣａｐ／ＰＤＯ １７／８３コポリマー（実施例１に記載の通りに調製したもの）を押出成形してメルトブロー不織布としたこのプロセスは、固体ポリマーペレットを、押出機上の給送ホッパー内に供給することを伴う。押出機は、３つの加熱ゾーンを備える２．５４〜０．６４ｃｍ（１〜１／４インチ）の単軸スクリューを有し、これはポリマーを徐々に溶融し、溶融されたポリマーをコネクタ又は移送ラインから押出成形した。最後に、溶融されたポリマーを、小径の繊維が出てくる多数のキャピラリー孔を具備するダイアセンブリに押し込んだ。高速熱風を使用して繊維が出てくると同時に、繊維直径は、ダイ出口で減弱された。ダイ出口から約１５．２ｃｍ（６インチ）に回転式回収ドラムが位置し、その上に繊維ウェブを付着させて、ワインドアップスプールまで運搬した。メルトブローラインは、Ｂｕｎｔｉｎ、Ｋｅｌｌｅｒ及びＨａｒｄｉｎｇによる米国特許第３，９７８，１８５号に記載のような標準設計のものであり、その内容の全体は参照により本明細書に組み込まれる。使用されたダイは、孔１個当たりの直径が０．０４６ｃｍ（０．０１８インチ）の２１０個のキャピラリー孔を有した。Ｃａｐ／ＰＤＯ １０／９０に関する先の実施例と同様のプロセス条件を使用して不織布を作製した。ただし、Ｃａｐ／ＰＤＯ １７／８３は過度の弾力性及び伸縮性を示した。更に、Ｃａｐ／ＰＤＯ １７／８３の凝固は非常に緩慢であったため、メルトブロー不織布のための繊維形状が形成できなかった。それにより、非常に大きな寸法の繊維及び／又は顆粒が形成された。したがって、実験からは、Ｃａｐ／ＰＤＯ １７／８３がメルトブロー不織布の作製に不向きであることが示された。

実施例６Ａ：ε−カプロラクトン／グリコリド２５／７５コポリマーから作製されたメルトブロー不織布
本実験では、ε−カプロラクトン／グリコリド２５／７５コポリマー（最終モル組成）をメルトブロー不織布作製物へ加工する工程を説明する。本実施例で使用したコポリマーは、「Ｍｏｎｏｃｒｙｌ（登録商標）ｓｕｔｕｒｅ，ａ ｎｅｗ ｕｌｔｒａ−ｐｌｉａｂｌｅ ａｂｓｏｒｂａｂｌｅ ｍｏｎｏｆｉｌａｍｅｎｔ ｓｕｔｕｒｅ」という表題の論文、Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ，Ｖｏｌｕｍｅ １６，Ｉｓｓｕｅ １５，Ｏｃｔｏｂｅｒ １９９５，Ｐａｇｅｓ １１４１〜１１４８に概説された方法によって作製することができる。

単軸スクリュー押出機を装備した１５．２ｃｍ（６インチ）メルトブロー不織布ラインにおいて、２５モル％の重合ε−カプロラクトンと７５モル％の重合グリコリドからなる組成を有し、固有粘度（ＩＶ）が１．３８ｄＬ／ｇの、ε−カプロラクトン／グリコリドコポリマーを押出成形してメルトブロー不織布作製物としたメルトブローラインは、Ｂｕｎｔｉｎ、Ｋｅｌｌｅｒ及びＨａｒｄｉｎｇによる米国特許第３，９７８，１８５号に記載のような標準設計のものであり、その内容の全体は参照により本明細書に組み込まれる。

使用したプロセスは、固体ポリマーペレットを、押出機上の給送ホッパー内に供給することを伴う。押出機には、３つの加熱領域を有する、直径２．５４〜０．６４ｃｍ（１〜１／４インチ）の単軸スクリューが備わっていた。押出機は、ポリマーを徐々に溶融し、溶融されたポリマーをコネクタ又は移送ラインによって運搬した。最後に、溶融されたポリマーを、小径の繊維が出てくる多数のキャピラリー孔（従来の線形状に配列されたもの）を具備するダイアセンブリに押し込んだ。高速熱風を使用して繊維が出てくると同時に、繊維直径は、ダイ出口で減弱された。ダイアセンブリから得られた繊維状ウェブをダイ出口から約１５．２ｃｍ（６インチ）に位置する回転式回収ドラム上に付着させた。その後、繊維ウェブを、ワインドアップスプールまで運搬した。使用されたダイは、孔１個当たりの直径が０．０３６ｃｍの（０．０１４インチ）の２１０個のキャピラリー孔を有した。処理条件及びその結果得られるメルトブロー不織布の特性を、下記の表１に列挙する。

実施例６Ｂ：ポリ（ｐ−ジオキサノン）ホモポリマーから作製されたメルトブロー不織布
本実施例で使用されるポリ（ｐ−ジオキサノン）ホモポリマーは、文献に概説された方法によって作製することができる。文献としては、「Ｈａｎｄｂｏｏｋ ｏｆ ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅ ｐｏｌｙｍｅｒｓ」という表題の本、Ａｂｒａｈａｍ Ｊ．Ｄｏｍｂ，Ｊｏｓｅｐｈ Ｋｏｓｔ，Ｄａｖｉｄ Ｍ．Ｗｉｓｅｍａｎ編、（ＣＲＣ Ｐｒｅｓｓ，１９９７）の、特にＣｈａｐｔｅｒ ２「Ｐｏｌｙ（ｐ−Ｄｉｏｘａｎｏｎｅ） ａｎｄ Ｉｔｓ Ｃｏｐｏｌｙｍｅｒｓ」、著者Ｒ．Ｓ．Ｂｅｚｗａｄａ、Ｄ．Ｄ．Ｊａｍｉｏｌｋｏｗｓｋｉ、及びＫ．Ｃｏｏｐｅｒに記載された記述が挙げられる。

単軸スクリュー押出機を装備した前述の型の１５．２ｃｍ（６インチ）メルトブロー不織布ラインにおいて、重量平均分子量７０，０００グラム／モルのポリ（ｐ−ジオキサノン）ホモポリマーを押出成形してメルトブロー不織布とした。このプロセスは、固体ポリマーペレットを、押出機上の給送ホッパー内に供給することを伴う。押出機は、３つの加熱ゾーンを備える２．５４〜０．６４ｃｍ（１〜１／４インチ）の単軸スクリューを有し、これはポリマーを徐々に溶融し、溶融されたポリマーをコネクタ又は転送ラインから押出成形した。最後に、溶融されたポリマーを、小径の繊維が出てくる多数のキャピラリー孔を具備するダイアセンブリに押し込んだ。高速熱風を使用して繊維が出てくると同時に、繊維直径は、ダイ出口で減弱された。ダイ出口から約１５．２ｃｍ（６インチ）に回転回収ドラムが位置し、その上に繊維ウェブを付着させて、ワインドアップスプールまで運搬した。メルトブローラインは、Ｂｕｎｔｉｎ、Ｋｅｌｌｅｒ及びＨａｒｄｉｎｇによって米国特許第３，９７８，１８５号に記載のような標準設計のものであり、その内容の全体は参照により本明細書に組み込まれる。使用されたダイは、孔１個当たりの直径が０．０４６ｃｍ（０．０１８インチ）の２１０個のキャピラリー孔を有した。プロセス条件及びその結果得られるメルトブロー不織布の特性を、下記の表２に列挙する。

実施例７：６５／３５ ＰＧＡ／ＰＣＬ発泡体足場の合成
５％重量／重量のポリマー溶液は、５部の３５／６５ ＰＣＬ／ＰＧＡを、溶媒である１，４−ジオキサン９５部に溶解することによって調製した。溶液は、磁気撹拌棒を用いてフラスコ内で調製した。コポリマーを完全に溶解するために、混合液を穏やかに６０℃まで加熱して、一晩撹拌し続けた。次に、超荒目のフィルター（Ｐｙｒｅｘ（登録商標）ブランドのフリットディスク付き抽出円筒ろ紙）で溶液をろ過することで、透明の均一溶液を得た。

凍結乾燥器（Ｄｕｒａ−ＳｔｏｐＴＭ、ＦＴＳ ｓｙｓｔｅｍ）を使用した。凍結乾燥器を起動させて、棚チャンバを−１７℃に約３０分間維持した。棚の温度をモニターするための熱電対を取り付けてモニターした。均一ポリマー溶液をアルミニウム金型に流し込んだ。金型を−１７℃に保持した凍結乾燥器に入れた（予冷却）。凍結乾燥サイクルを開始して、棚の温度を−１７℃に１５分間維持して、次に−１５℃に１２０分間維持した。昇華によってジオキサンの乾燥を起こさせるために減圧した。金型を−５℃に冷却し、この温度を１２０分間維持した。棚の温度を５℃に上げて、１２０分間維持した。棚の温度を、再び２０℃に上げて、その温度を１２０分間維持した。最初の凍結乾燥段階の終了時に、第２乾燥段階を開始し、棚の温度を２０℃で更に１２０分間維持した。第２工程の終了時に、凍結乾燥器を室温及び大気圧に戻した。

実施例８：ポリ（ｐ−ジオキサン）メルトブロー足場及び７５／２５ ＰＧＡ／ＰＣＬメルトブロー足場におけるラット平滑筋細胞の付着並びに増殖
ＰＤＯメルトブロー足場及び７５／２５ ＰＧＡ／ＰＣＬメルトブロー足場は、前記実施例６Ａ及び６Ｂに記載の通りに調製し、ラット平滑筋細胞の増殖について評価した。ラット平滑筋細胞（ＳＭＣ，Ｌｏｎｚａ Ｗａｌｋｅｒｓｖｉｌｌｅ，Ｉｎｃ、カタログ番号Ｒ−ＡＳＭ−５８０）をＳｍＧＭ−２弾丸キット（Ｌｏｎｚａ、カタログ番号ＣＣ−３１８２）に懸濁した後、それを、ＰＤＯメルトブロー足場及び７５／２５ ＰＧＡ／ＰＣＬメルトブロー足場（直径５ｍｍ穿孔）に足場当たりの細胞数０．５×１０^６の密度で播種した。細胞播種した足場を３７℃で２時間温置してから、当該足場に追加培養液を再供給した。足場を、３７℃の加湿インキュベータにおいて５％のＣＯ_２及び９５％空気の雰囲気下で培養し、１日おきに再供給した。培養１日目及び７日目に、足場を培養液から取り出して、ＰＢＳで洗浄し、生細胞／死細胞同時染色法（Ｍｏｌｅｃｕｌａｒ Ｐｒｏｂｅｓ、カタログ番号Ｌ３２２４）及び１０％ホルマリンで定着させた。ＰＤＯメルトブロー足場及び７５／２５ ＰＧＡ／ＰＣＬメルトブロー足場の生細胞／死細胞同時染色された画像からは、７日の培養期間中に細胞が付着して増殖することが分かった。ヘマトキシリン／エオシン（Ｈ＆Ｅ）で染色された画像からは、図１ａ及び１ｂに示すように、ラットＳＭＣが足場全体に分布しており、前記メルトブロー足場が細胞の付着及び増殖を支援することが分かった。

実施例９：ＰＤＯメルトブロー足場及びコラーゲンをコーティングしたＰＤＯメルトブロー足場におけるヒト臍帯細胞（ｈＵＴＣ）の付着並びに増殖
ＰＤＯメルトブロー足場（実施例６Ｂに記載の通りに調製したもの）及びコラーゲンをコーティングしたＰＤＯメルトブロー足場を、ヒト臍帯組織細胞の増殖支援について評価した。足場を直径５ｍｍのディスクに打抜き、そして一部の足場に、０．０２Ｎ酢酸中５０ｕｇ／ｍｌの濃度のラット尻尾１型コラーゲン（ＢＤカタログ番号３５４２３６）２５〜５０ｕｌをコーティングした。コーティングした足場を、室温で１時間温置し、ＰＢＳで３回洗浄した。コラーゲンをコーティングした足場を、３０分間風乾させた。その後、米国特許第７，５１０，８７３号に記載の通りに分離及び回収したｈＵＴＣ細胞を、５ｍｍの足場上に０．５×１０６個／足場の密度で播種し、細胞培養のための成長培地（ＤＭＥＭ／低グルコース、１５％ウシ胎仔血清、ｇｌｕｔａｍａｘ溶液）を用いて培養した。

足場を、１日目及び７日目に回収した。ｈＵＴＣを含む足場をＰＢＳで一回洗浄し、生細胞／死細胞同時染色法（Ｍｏｌｅｃｕｌａｒ Ｐｒｏｂｅｓ、カタログ番号Ｌ−３２２４）及びＤＮＡ測定法（ＣｙＱｕａｎｔアッセイ法）によって評価した。生細胞／死細胞同時染色画像及びＤＮＡ結果からは、メルトブロー足場がｈＵＴＣの付着及び増殖を支援することが分かった（図２）。一部の細胞は１日目に足場に付着しており、足場の断面画像からは、１日目〜７日目まで足場内で細胞密度が増加することが分かった。

実施例１０：ヒト内胸動脈細胞の準備
ヒト内胸動脈は、Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｄｉｓｅａｓｅ Ｒｅｓｅａｒｃｈ Ｉｎｔｅｒｃｈａｎｇｅ（ＮＤＲＩ，Ｐｈｉｌａｄｅｌｐｈｉａ ＰＡ）から入手した。血液及び残屑を除去するために、動脈をトリミングして、ダルベッコ改変イーグル培地又はリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ、Ｉｎｖｉｔｒｏｇｅｎ、Ｃａｒｌｓｂａｄ、Ｃａｌｉｆｏｒｎｉａ）で洗浄した。続いて、動脈全体を５０ミリリットル容のコニカルチューブに移した。次いで、０．２５ユニット／ミリリットルのコラゲナーゼ（Ｓｅｒｖａ Ｅｌｅｃｔｒｏｐｈｏｒｅｓｉｓ、Ｈｅｉｄｅｌｂｅｒｇ，Ｇｅｒｍａｎｙ）及び２．５ユニット／ミリリットルのディスパーゼ（Ｒｏｃｈｅ Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃｓ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ、Ｉｎｄｉａｎａｐｏｌｉｓ、ＩＮ）を含む酵素混合液中において組織を消化した。次に酵素混合液を、ｉＭＡＣ成長培地（Ａｄｖａｎｃｅｄ ＤＭＥＭ／Ｆ１２（Ｇｉｂｃｏ）、Ｌ−グルタミン（Ｇｉｂｃｏ）、１０％ウシ胎仔血清（ＦＢＳ）を含むＰｅｎ／Ｓｔｒｅｐ（Ｇｉｂｃｏ））と混合した。組織を３７℃で２時間温置した。次に、消化した動脈は、５０ｍＬ容のコニカルチューブから取り出して廃棄した。次に、得られた消化物を１５０ｇで５分間遠心分離し、上清を吸引した。細胞ペレットから得られた消化物を、２０ミリリットル成長培地に再懸濁し、７０マイクロメートルのナイロンＢＤ Ｆａｌｃｏｎセルストレーナ（ＢＤ Ｂｉｏｓｃｉｅｎｃｅｓ、Ｓａｎ Ｊｏｓｅ、ＣＡ）によって濾過した。細胞懸濁液を１５０ｇで５分間遠心分離した。上清を吸引して、細胞を、新たに調製したｉＭＡＣ成長培地に再懸濁して、組織培養瓶に入れた。その後、細胞を３７℃及び５％ ＣＯ_２の恒温器で培養した。

実施例１１：ＰＤＯメルトブロー足場、６５／３５ ＰＧＡ／ＰＣＬ発泡体足場及び９０／１０ ＰＧＡ／ＰＬＡニードルパンチ式足場におけるヒト内胸動脈細胞（ｉＭＡＣ）の付着並びに増殖
ＰＤＯメルトブロー足場（実施例６Ｂの記載の通り調製したもの）、６５／３５ ＰＧＡ／ＰＣＬ発泡体足場（実施例７の記載の通り調製したもの）及び９０／１０ ＰＧＡ／ＰＬＡニードルパンチ式足場の三種を、ヒト内胸動脈細胞（ｉＭＡＣ）の支援について評価した。９０／１０ ＰＧＡ／ＰＬＡニードルパンチ式足場は、Ｃｏｎｃｏｒｄｉａ Ｍａｎｕｆａｃｔｕｒｉｎｇ，ＬＬＣ（Ｃｏｖｅｎｔｒｙ、ＲＩ）製であり、足場の厚さ及び密度は１．５ｍｍ及び１００ｍｇ／ｃｃであった。

実施例１０で調製した初代ｉＭＡＣ細胞を６５／３５ ＰＧＡ／ＰＣＬ発泡体足場、９０／１０ ＰＧＡ／ＰＬＡニードルパンチ式足場及びＰＤＯメルトブロー足場に播種した。足場はいずれも直径５ｍｍのディスク状足場に打抜いて、ｉＭＡ細胞を０．５×１０６個／足場の密度で播種し、Ａｄｖａｎｃｅｄ ＤＭＥＭ／Ｆ１２（Ｉｎｖｉｔｒｏｇｅｎ、カタログ番号１２６３４−０１０）、１０ ％ＦＢＳ（Ｇａｍｍａ ｉｒｒａｄｉａｔｅｄ：Ｈｙｃｌｏｎｅ、カタログ番号ＳＨ３００７０．０３）及びＰｅｎｓｔｒｅｐを含む培養液を補充した。前記足場を、３７℃及び５％ＣＯ２の恒温器において１日間及び７日間培養した。細胞増殖を確認するために、ＣｙＱｕａｎｔアッセイ法（ＤＮＡ含量）（図３）及び組織学的検査（図４ａ〜ｆ）を用いて細胞の付着及び増殖を評価した。ＤＮＡ結果からは、メルトブロー足場が、６５／３５ ＰＧＡ／ＰＣＬ発泡体足場及び９０／１０ ＰＧＡ／ＰＬＡニードルパンチ式足場に比べてｉＭＡＣの付着及び増殖を支援することが分かった。組織学的検査結果からは、７日目において、６５／３５ ＰＧＡ／ＰＣＬ発泡体足場及び９０／１０ ＰＧＡ／ＰＬＡメルトブロー足場よりもＰＤＯメルトブロー足場でのｉＭＡＣ遊走が多いこと分かった。

実施例１２：編組メッシュ／圧延されたメルトブローＣａｐ／ＰＤＯ／編組メッシュ足場の合成
本発明のために、２種の寸法（２ｍｍ、３ｍｍ）のＰＤＯメッシュチューブを、Ｓｅｃａｎｔ Ｍｅｄｉｃａｌ（Ｐｅｒｋａｓｉｅ，ＰＡ）で組み立てて、内側及び外側の編組メッシュチューブを形成した。１００マイクロメートルのＰＤＯモノフィラメントを、２４個の編みスプールにそれぞれ巻き取って、Ｓｅｃａｎｔ Ｍｅｄｉｃａｌ製の編み機の一つにセットする。２４個の末端を有する１００マイクロメートルのＰＤＯモノフィラメントを、長さ４５．７ｃｍ（１８インチ）の２ｍｍ又は３ｍｍマンドレル上に約９０°の編込み角度において１×１パターンで編んだ。その後、マンドレルを棚に置いて、不活性雰囲気のオーブンにおいて８５℃で１５分間熱処理した。

圧延されたメルトブロー９／９１ポリ（ε−カプロラクトン−コ−ｐ−ジオキサノン）（９／９１ Ｃａｐ／ＰＤＯ）シートメッシュ足場を調製するために、編組メッシュ（内径２ｍｍ、２４個の末端を有する１００マイクロメートルのポリジオキサノンモノフィラメント、Ｓｅｃａｎｔ Ｍｅｄｉｃａｌ）を先ず圧縮して、マンドレル（２ｍｍのテフロンコーティングされたロッド）上に配置した。その後、編組メッシュを緩めて、その本来の直径に戻した。９／９１ Ｃａｐ／ＰＤＯメルトブローシート（３ｃｍ×３ｃｍシート）を次に編組メッシュ上に配置して、圧延した。第２の編組メッシュ（内径３ｍｍ、２４個の末端を有する１００マイクロメートルポリジオキサノンモノフィラメント、Ｓｅｃａｎｔ Ｍｅｄｉｃａｌ）を圧縮して、圧延されたメルトブローチューブを中に嵌め込んだ。第２の編組メッシュを緩めることで、当該メッシュが圧延チューブの周囲に堅く巻きついた。内側ルーメンメッシュ−圧延されたメルトブロー成形品−外側メッシュからなる足場を、その後、マンドレルから外した。図５は、圧延プロセスの手順を示す。図６及び７は、編組メッシュ／圧延されたメルトブローＣａｐ／ＰＤＯ／編組メッシュからなる足場のＳＥＭ画像を示す。

実施例１３：編組メッシュ／圧延された９／９１ Ｃａｐ／ＰＤＯメルトブローチューブ／圧延された編組メッシュからなる、圧延された足場の破裂強度試験
前記実施例１２に記載の通りに調製された編組メッシュ／圧延された９／９１ Ｃａｐ／ＰＤＯメルトブローチューブ／圧延された編組メッシュからなる、圧延された足場を、破裂強度試験に使用した（ｎ＝３）。３つの移植片は、複合培養液（１５％ ＦＢＳ、１％Ｐ／Ｓを補充したＤＭＥＭ低グルコース）に１時間入れてから破裂強度試験を行った。破裂強度を試験するために、移植片は、中央に薄いゴム製の水風船を挿入して、２−０シルク縫合糸で破裂装置に固定した。移植片の中に、破裂が生じるまで１．３ｋＰａ／分（１０ｍｍＨｇ／分）の速度で空気を流し込み、圧力をｍｍＨｇで記録した。破裂強度結果を下記の表３に示す。３つの足場はいずれも、４００．０ｋＰａ（３０００ｍｍＨｇ）を超える破裂強度を示した。

実施例１４：ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）静電紡糸シートの合成
１，１，１，３，３，３−ヘキサフルオロ−２−プロパノール（ＨＦＰ、ＴＣＩ Ａｍｅｒｉｃａ Ｉｎｃ．）溶媒中ＰＣＬ（Ｌａｋｅｓｈｏｒｅ Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ、Ｍｗ：１２５ｋＤａ、ロット番号：ＬＰ５６３）１５０ｍｇ／ｍＬの溶液を調製した。確実にＰＣＬがすべて溶解して均一溶液を形成するように、溶液を箱（暗室環境）に入れて、攪拌プレート上に一晩放置した。次に、ポリマー溶液４ｍＬをプラスチック製のＢｅｃｋｔｏｎ Ｄｉｃｋｉｎｓｏｎ注射器（５ｍＬ）で吸い取り、５．５ｍｌ／時の速度で投与されるようにＫＤ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃシリンジポンプ（モデル１００）に設置した。高電圧電源（Ｓｐｅｌｌｍａｎ ＣＺＥ１０００Ｒ；Ｓｐｅｌｌｍａｎ Ｈｉｇｈ Ｖｏｌｔａｇｅ Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ）を使用して、溶液を入れた注射器に取り付けた先端が丸い１８ゲージ針に、＋２２ｋＶの電圧を印加した。針先から２０ｃｍ離して配置され、約４００ｒｐｍの速度で回転する直径２．５ｃｍの円筒形の接地したマンドレル上で、溶液を静電紡糸して、ランダム配向繊維からなる足場を作製した。

静電紡糸直後に、マンドレル及び足場を、エタノール浴に素早く浸漬させて、足場をマンドレルから注意深く引き抜いた。次にこのチューブ（内径２．５ｃｍ、厚さ約６０〜１００マイクロメートル、長さ１０ｃｍ）を、３０分間ドラフトチャンバに入れ、残余エタノールをすべて蒸発させた。チューブを切断して、１０ｃｍ×１０ｃｍシートを作製した。

実施例１５：編組メッシュ／圧延されたメルトブロー９／９１ Ｃａｐ／ＰＤＯシート／静電紡糸ＰＣＬシート／編組メッシュ足場の合成
本発明のために、２種の寸法（２ｍｍ、３ｍｍ）のＰＤＯメッシュチューブをＳｅｃａｎｔ Ｍｅｄｉｃａｌ （Ｐｅｒｋａｓｉｅ、ＰＡ）で組み立てて、内側及び外側の編組メッシュチューブを形成した。１００マイクロメートルのＰＤＯモノフィラメントを、２４個の編みスプールにそれぞれ巻き取って、Ｓｅｃａｎｔ Ｍｅｄｉｃａｌ製の編み機の一つにセットした。２４個の末端を有する１００マイクロメートルのＰＤＯモノフィラメントを、長さ４５．７ｃｍ（１８インチ）の２ｍｍ又は３ｍｍマンドレル上に約９０°の編込み角度において１×１パターンで編み込んだ。その後、マンドレルを棚に置いて、不活性雰囲気のオーブンにおいて８５℃で１５分間熱処理した。

実施例９に記載の通り、ヒト臍帯組織細胞（細胞密度１．７５×１０６／ｃｍ２／足場）を、９／９１ Ｃａｐ／ＰＤＯメルトブロー不織布足場（３×３ｃｍ２）（実施例４の記載の通り調製したもの）及びポリ（カプロラクトン）（ＰＣＬ）静電紡糸足場（２．５×３ｃｍ２）（実施例１４の記載の通り調製したもの）上に播種した。細胞を播種した足場を、低グルコースＤＭＥＭ（Ｇｉｂｃｏ）、１５％ウシ胎仔血清（ＨｙＣｌｏｎｅ）、ＧｌｕｔａＭａｘ（Ｇｉｂｃｏ）並びに１％ ＰｅｎＳｔｒｅｐ（Ｇｉｂｃｏ）と共に培養した。培地は２、３日ごとに交換したが、試料は最大１週間培養皿に保存した。

１週間静置培養した後、細胞を播種したメルトブロー不織布足場シートを編組メッシュ（内径２ｍｍ、２４個の末端を有する１００マイクロメートルのポリジオキサノンモノフィラメント、Ｓｅｃａｎｔ Ｍｅｄｉｃａｌ （Ｐｅｒｋａｓｉｅ，ＰＡ））上に圧延処理し、それをマンドレル（２ｍｍのテフロンコーティングされたロッド）上に配置した。圧延されたメルトブロー足場に接するように、細胞を播種した静電紡糸（ＰＣＬ）シートをメルトブロー足場上に圧延した。第２の編組メッシュ（内径３ｍｍ、２４個の末端を有する１００マイクロメートルのポリジオキサノンモノフィラメント、Ｓｅｃａｎｔ Ｍｅｄｉｃａｌ）を、圧延されたメルトブロー／静電紡糸チューブ状足場上に配置した。この足場をバイオリアクタカセットに入れて、更に１週間培養した。培養終了時に、細胞を播種した足場を１０％ホルマリンで固定して、断面をＨ＆Ｅで染色した。図８ａ〜ｄの組織学的結果からは、チューブ状足場内に細胞が浸潤したことが分かる。

実施例１６：セグメント化されたε−カプロラクトンを多く含む８２／１８モル比のポリ（ε−カプロラクトン−コ−ｐ−ジオキサノン）トリブロックコポリマー（Ｃａｐ−を多く含むＣａｐ／ＰＤＯコポリマー）の合成［初期の仕込み投入量は７０／３０ Ｃａｐ／ＰＤＯ］
このコポリマーの合成は、実施例３の手順に従って行い、第１段階で１８，０７８グラムのε−カプロラクトン、２０．１グラムのジエチレングリコール及び０．３３Ｍオクタン酸スズのトルエン溶液２７．４ｍＬを投入した。次の共重合段階において、６，９２３グラムの溶融されたｐ−ジオキサノンモノマーを溶融タンクから加えた。

共重合段階の終了時に、コポリマーをテフロンコーティングした排出容器に放出させて、更なる固体重合段階のために、８０℃に設定された窒素硬化オーブンに２２時間入れた。反応完了後、トレイをオーブンから取り出して、実施例３に記載の通り、粉砕及び乾燥工程の準備ができるまで冷凍庫に入れた。

乾燥させた樹脂は、２５℃で０．１０ｇ／ｄＬの濃度のヘキサフルオロイソプロパノール中で測定したとき、１．７４ｄＬ／ｇの固有粘度を示した。ゲル透過クロマトグラフィー分析は、約５９，４００ダルトンの重量平均分子量を示した。核磁気共鳴分析法により、コポリマー樹脂は、１７．５モル％のポリ（ｐ−ジオキサノン）及び８１．９モル％のポリ（ε−カプロラクトン）と共に、１．０％未満の残留モノマー含量を含むことが確かめられた。

実施例１７．実施例３のセグメント化された、ε−カプロラクトンを多く含むポリ（ε−カプロラクトン−コ−ｐ−ジオキサノン）トリブロックコポリマー（９１／９モル比）からのモノフィラメント押出成形
実施例３のコポリマーを、Ｌ／Ｄ比が１８／１の２．５４ｃｍ（１インチ）単軸スクリュー押出機を用いて押出成形した。ダイ直径は１．３ｍｍ（５０ミル）及びＬ／Ｄは５／１であり、ダイ温度は９１℃であった。０．６４ｃｍ（１／４インチ）のエアギャップ後に、押出成形品を２０℃の水浴で急冷した。

ファイバーラインを、６．１メートル／分（２０ｆｐｍ）の線速度の一次非加熱ゴデットロールの方へ向けた。ファイバーラインを次に、３２．０メートル／分（１０５ｆｐｍ）で運転する二次非加熱ゴデットロールの方へ向けた。ファイバーラインを次に、７５℃の１８３ｃｍ（６フィート）熱風炉を通過させて三次非加熱ゴデットロールの方へ向け、このロールは４８．７メートル／分（１６０ｆｐｍ）で運転させた。前記ラインを、その後、第２の７５℃の１８３ｃｍ（６フィート）熱風炉を通過させて四次非加熱ゴデットロールの方へ向けた。この最後のロールは、４０．２メートル／分（１６０ｆｐｍ）で運転させたが、この速度は、前段階のゴデットロールよりも遅いため、繊維が僅かに弛緩した（１７．５％）。全体の延伸比は６．６であった。

第２の繊維は、２つの１８３ｃｍ（６フィート）熱風炉の温度を６５℃に設定したこと以外は全く同じ条件を用いて製造された。

得られたモノフィラメントはいずれも、非常に滑らかで、柔軟で、しかも強いように見えた。
引張特性は、第１プロセスのアニール処理されていない及びアニール処理済みのモノフィラメント（繊維−ＩＡ及び−ＩＡａ）並びに第２プロセスのアニール処理されていないモノフィラメント（繊維−ＩＢ）においてＩｎｓｔｒｏｎ試験機を用いて測定した。ゲージ長１２．７ｃｍ（５インチ）、サンプリングレート２０ｐｔｓ／秒、及びクロスヘッド速度３０ｃｍ／分（１２インチ／分）を適用した。全面的な負荷範囲は４４５Ｎ（１００ポンド）であった。選択された引張特性（平均値）を表４に列挙する。結節強さは、糸の中央部にシングルノットを作って測定した。

実施例１８：セグメント化された、ε−カプロラクトンを多く含む８２／１８モル比の（ε−カプロラクトン−コ−ｐ−ジオキサノン）トリブロックコポリマーのモノフィラメント押出成形
実施例１６のコポリマーを、Ｌ／Ｄ比が１８／１の２．５４ｃｍ（１インチ）単軸スクリュー押出機を用いて押出成形した。ダイ直径は１．３ｍｍ（５０ミル）及びＬ／Ｄ比は５／１であり、ダイ温度は９１℃であった。０．６４ｃｍ（１／４インチ）のエアギャップ後に、押出成形品を２０℃の水浴で急冷した。

実施例１６のコポリマーを、Ｌ／Ｄ比が１８／１の２．５４ｃｍ（１インチ）単軸スクリュー押出機を用いて２種の異なる条件で押出成形したが、それぞれ押出成形温度が異なっていた。どの条件でも、ダイ直径は１．３ｍｍ（５０ミル）であり、Ｌ／Ｄ比は５０／１であった。第１の条件ではダイ温度は１４０℃であり、第２の条件では１５０℃であった。０．６４ｃｍ（１／４インチ）のエアギャップ後に、押出成形品を２０℃の水浴で急冷した。ファイバーラインを、６．１メートル／分（２０ｆｐｍ）の線速度の一次非加熱ゴデットロールの方へ向けた。ファイバーラインを、次に、３２．３メートル／分（１０６ｆｐｍ）で運転する二次非加熱ゴデットロールの方へ向けた。ファイバーラインを次に、７５℃の１８３ｃｍ（６フィート）熱風炉を通過させて三次非加熱ゴデットロールの方へ向け、このロールは４８．７メートル／分（１６０ｆｐｍ）で運転させた。前記ラインを、その後、第２の７５℃の１８３ｃｍ（６フィート）熱風炉を通過させて四次非加熱ゴデットロールの方へ向けた。この最後のロールは、３９．６メートル／分（１３０ｆｐｍ）で運転させたが、この速度は、前段階のゴデットロールよりも遅いため、繊維が僅かに弛緩した（１８．８％）。全体の延伸比は６．５であった。

得られたモノフィラメントはいずれも、非常に滑らかで、柔軟で、しかも強いように見えた。引張特性は、第１プロセスのアニール処理されていない及びアニール処理済みのモノフィラメント（繊維−ＩＩＡ及びＩＩＡａ）並びに第２プロセスのアニール処理されていないモノフィラメント（繊維−ＩＩＢ）においてＩｎｓｔｒｏｎ試験機を用いて測定した。ゲージ長３０．５ｃｍ（５インチ）、サンプリングレート２０ｐｔｓ／秒、及びクロスヘッド速度３０ｃｍ／分（１２インチ／分）を適用した。全面的な負荷範囲は４４５Ｎ（１００ポンド）であった。選択された引張特性（平均値）を表５に列挙する。結節強さは、糸の中央部にシングルノットを作って測定した。

本発明の新規の生体吸収性コポリマー及びかかるコポリマーから作製される新規の医療用具には様々な利点がある。利点としては、次のもの、すなわちファイバーの柔軟性、押出成形後の破壊強度保持プロファイル、モノフィラメントへの作製能力、組織反応が低いこと、組織の引き抜き易さ、組織内薬物量が少ないこと、成形性良好と推定されること、寸法安定性、ポリ（ｐ−ジオキサノン）ホモポリマーよりも光安定性の改善が期待できること、が挙げられる。コポリマーによれば、モノフィラメント構造だけでなく編組構造も有する、優れた特性の長期吸収性縫合糸が容易に作製される。

以上、本発明をその詳細な実施形態について図示及び説明したが、当業者であれば、特許請求される発明の趣旨及び範囲から逸脱することなく本発明の形態及び詳細に様々な変更を行い得ることが理解されるであろう。

〔実施の態様〕
（１） 重合ｐ−ジオキサノンの繰り返し単位と重合ε−カプロラクトンの繰り返し単位とを含む吸収性コポリマーであって、前記重合ε−カプロラクトンが約５０モル％以上の濃度で存在し、前記吸収性コポリマーがセグメント化されかつ半結晶性である、コポリマー。
（２） 前記コポリマーが約５モル％〜約４０モル％のｐ−ジオキサノンを含む、実施態様１に記載のコポリマー。
（３） 前記コポリマーの固有粘度が約０．５ｄＬ／ｇ〜約２．５ｄＬ／ｇである、実施態様１に記載のコポリマー。
（４） 前記コポリマーのガラス転移温度が約２５℃未満である、実施態様１に記載のコポリマー。
（５） 前記コポリマーの吸収期間が約６ヶ月〜約２４ヶ月である、実施態様１に記載のコポリマー。

（６） 吸収性コポリマーを含む医療用具であって、前記コポリマーが、重合ｐ−ジオキサノンの繰り返し単位と重合ε−カプロラクトンの繰り返し単位とを含み、前記重合ε−カプロラクトンが約５０モル％以上の濃度で存在し、そして前記吸収性コポリマーがセグメント化されかつ半結晶性である、医療用具。
（７） 有効成分を更に含む、実施態様６に記載の医療用具。
（８） 前記有効成分が抗菌剤である、実施態様７に記載の医療用具。
（９） 前記抗菌剤がトリクロサンである、実施態様８に記載の医療用具。
（１０） 吸収性コポリマーを含む外科縫合糸であって、前記コポリマーが、重合ｐ−ジオキサノンの繰り返し単位と重合ε−カプロラクトンの繰り返し単位とを含み、前記重合ε−カプロラクトンが約５０モル％以上の濃度で存在し、そして前記吸収性コポリマーがセグメント化されかつ半結晶性である、外科縫合糸。

（１１） 有効成分を更に含む、実施態様１０に記載の外科縫合糸。
（１２） 前記有効成分が抗菌剤である、実施態様１１に記載の外科縫合糸。
（１３） 前記抗菌剤がトリクロサンである、実施態様１２に記載の外科縫合糸。
（１４） 吸収性コポリマーを含む外科用メッシュであって、前記コポリマーが、重合ｐ−ジオキサノンの繰り返し単位と重合ε−カプロラクトンの繰り返し単位とを含み、前記重合ε−カプロラクトンが約５０モル％以上の濃度で存在し、そして前記吸収性コポリマーがセグメント化されかつ半結晶性である、外科用メッシュ。
（１５） 有効成分を更に含む、実施態様１４に記載の外科用メッシュ。

（１６） 前記有効成分が抗菌剤である、実施態様１５に記載の外科用メッシュ。
（１７） 前記抗菌剤がトリクロサンである、実施態様１６に記載の外科用メッシュ。
（１８） 結晶化度が約１０％〜約５０％である、実施態様１に記載のコポリマー。
（１９） 結晶化度が約１０％〜約５０％である、実施態様６に記載の医療用具。
（２０） 結晶化度が約１０％〜約５０％である、実施態様１０に記載の外科縫合糸。

（２１） 結晶化度が約１０％〜約５０％である、実施態様１４に記載の外科用メッシュ。
（２２） 前記縫合糸がモノフィラメント又は編組を含む、実施態様１０に記載の外科縫合糸。
（２３） 前記縫合糸が約１０３４ＭＰａ（１５０，０００ｐｓｉ）未満のヤング率のモノフィラメントを含む、実施態様２２に記載の外科縫合糸。
（２４） 前記コポリマーの吸収期間が約６ヶ月〜約２４ヶ月である、実施態様１０に記載の縫合糸。
（２５） 前記縫合糸がモノフィラメント縫合糸である、実施態様２２に記載の縫合糸。

（２６） 前記コポリマーが約５モル％〜約４０モル％のｐ−ジオキサノンを含む、実施態様１０に記載の縫合糸。
（２７） 前記コポリマーの固有粘度が約０．５ｄＬ／ｇ〜約２．５ｄＬ／ｇである、実施態様１０に記載の縫合糸。
（２８） 前記コポリマーのガラス転移温度が約２５℃未満である、実施態様１０に記載の縫合糸。

Claims (9)

1. 重合ｐ−ジオキサノンの繰り返し単位と重合ε−カプロラクトンの繰り返し単位とを含む吸収性コポリマーであって、前記重合ε−カプロラクトンが約５０モル％以上の濃度で存在し、前記吸収性コポリマーがセグメント化されかつ半結晶性である、コポリマー。
2. 前記コポリマーが約５モル％〜約４０モル％のｐ−ジオキサノンを含む、請求項１に記載のコポリマー。
3. 前記コポリマーの固有粘度が約０．５ｄＬ／ｇ〜約２．５ｄＬ／ｇである、請求項１に記載のコポリマー。
4. 前記コポリマーのガラス転移温度が約２５℃未満である、請求項１に記載のコポリマー。
5. 前記コポリマーの吸収期間が約６ヶ月〜約２４ヶ月である、請求項１に記載のコポリマー。
6. 吸収性コポリマーを含む医療用具であって、前記コポリマーが、重合ｐ−ジオキサノンの繰り返し単位と重合ε−カプロラクトンの繰り返し単位とを含み、前記重合ε−カプロラクトンが約５０モル％以上の濃度で存在し、そして前記吸収性コポリマーがセグメント化されかつ半結晶性である、医療用具。
7. 有効成分を更に含む、請求項６に記載の医療用具。
8. 前記有効成分が抗菌剤である、請求項７に記載の医療用具。
9. 前記抗菌剤がトリクロサンである、請求項８に記載の医療用具。

Images