JP2017506921A - 血管移植片およびその開存性を維持する方法 - Google Patents

Abstract

本開示は、移植片周囲線維性皮膜形成が減少できるテクスチャード微小多孔性表面を有する血管移植片および該血管移植片の開存性を維持する方法を提供する。

Description

関連出願の相互参照
本出願は、35 U.S.C.§119(e)に基づき米国仮特許出願６１／９４３,１７８号(２０１４年２月２１日出願)および６１／９８４,５３７号(２０１４年４月２５日出願)に対する優先権を主張し、これらの出願は引用により本明細書に包含させる。

背景
技術分野
本発明は、人工の血管のような血管移植片に関する。

関連出願の記載：
人工血管移植片は、人工の管状血液導管またはパッチである。これらは、一般に、生来の動脈または静脈の罹患区域の置き換えまたは修復に使用される。これらはまた透析処置のための適切な血管アクセス部位を提供するために動静脈シャントとしても日常的に使用されている。

生来の血管と吻合を形成するために、血管移植片の端を、生来の血管の切り口に(“端々”)または生来の血管の側面(“端側”)に、直接(例えば、縫合により)接続する。

最も一般的な血管移植片材料は、多孔性膨張ポリテトラフルオロエチレン(ｅＰＴＦＥ)および多孔性ポリエチレンテレフタレート(Dacron^{(登録商標)})を含む。これらはまたシリコーンまたはポリウレタンのような多孔性弾性材料からも製造できる。

図１は、Tri-Layer Thoralon^{(登録商標)}Designによる従来の弾性ポリウレタンベースの血管移植片を示す。より詳しくは、血管移植片(１００)は、微小多孔性内層(１１０)、中空のない中間層(１２０)および微小多孔性外層(１３０)を含む。微小多孔性内層(１１０)は、使用時血液接触層である。その微小多孔性構造は、一般に血液−デバイス適合性を増強し、血小板粘着を最小化するために、表面修飾用添加剤(ＳＭＡ)を富化させている。中空のない中間層(１２０)は、内層と外層の間のあらゆる連通路を阻止し、移植片に強度、柔軟性および自己密封性を与える。微小多孔性外層(１３０)は線維性組織内増殖(ingrowth)を促進することにより移植片の定着を促進するように設計する。微小多孔性外層(１３０)は、強度を増し、もつれを防止(kink resistance)するために、薄いモノフィラメントポリエステル繊維(１３４)と共に埋め込まれる。

血管移植の最も一般的な合併症は狭窄、すなわち、流出側吻合部での狭小化または狭窄であり、血栓症および移植片の閉塞に至る。移植片の閉塞性不全は、特に小内径血管(６mm未満の内径)の置換術において深刻であり、その場合には人工移植片の使用が制限を受ける。

狭窄はまた透析処置における重要な医療上の問題である。生来の血管の改変による動静脈シャントへのアクセスを維持できない血液透析患者の大部分で、人工動静脈移植片は、長期血管アクセスのための最も安全な選択肢である。しかしながら、閉塞性不全は、透析移植片の平均耐用期間を２年より短くし得る。

それゆえに、血管移植片における流出側吻合部での血栓形成による閉塞性機能不全に対処する必要がある。

要約
長期開存を維持できる血管移植片およびそれを使用することにより移植片の開存を維持する方法を開示する。

一つの態様は、第一の微小多孔性生体材料から形成される血液接触層；非多孔性中間層；および第二の微小多孔性生体材料から形成され、インプラントしたとき宿主組織と接触する、線維性皮膜形成を減少させ得るテクスチャード(textured)微小多孔性表面を有する組織接触層を含む、血管移植片を提供する。

他の態様は、上記血管移植片の開存性を維持する方法を提供し、第一の微小多孔性生体材料から空気を除くために血管移植片を前もって水和し；そして、該血管移植片と生来の血管を直接接続させることにより該血管移植片をインプラントすることを含む。

従来の血管移植片の断面である。 ここに開示する態様による、完全に弾性シリコーン製の血管移植片の断面である。 従来のｅＰＴＦＥ移植片を、微小多孔性およびマクロテクスチャード表面形状で修飾した、他の態様による血管移植片の断面を示す。 図３の血管移植片の別の画像を示す。 従来の／対照血管移植片と比較した、ある態様による血管移植片における経時的動静脈シャントの容積測定的血流を示す。 従来のｅＰＴＦＥシャント対ここに開示する態様による血管移植片の移植２ヶ月後の血流路の血管造影図である。 それぞれ螺旋状強化材を伴う従来のｅＰＴＦＥの外植血管移植片およびここに開示する態様による血管移植片の縦方向断面を示す。 それぞれ従来のｅＰＴＦＥ移植片およびここに開示する態様による血管移植片の断面の血管内超音波(ＩＶＵＳ)像を示す。 それぞれ従来のｅＰＴＦＥ移植片およびここに開示する態様による血管移植片の外面皮膜組織形態学を示す。 それぞれ従来のｅＰＴＦＥ移植片およびここに開示する態様による血管移植片の多孔性移植片壁内の相対的細菌濃度を示す。 従来のｅＰＴＦＥ移植片のピーク速度比(ＰＶＲ)と比較したここに開示する態様による血管移植片のＰＶＲを示す。 それぞれ従来のｅＰＴＦＥ移植片およびここに開示する態様による血管移植片の静脈吻合領域の蛍光透視血管造影図である。 それぞれ従来のｅＰＴＦＥ移植片およびここに開示する態様による血管移植片の断面の血管内超音波(ＩＶＵＳ)像である。 従来のｅＰＴＦＥ移植片およびここに開示する態様による血管移植片の新生内膜過形成および／または血栓による狭窄の程度の定量的比較を示す。 ここに開示する態様による血管移植片と比較した従来のｅＰＴＦＥ移植片の経時的な流量の進展を示す。 従来のｅＰＴＦＥ移植片およびここに開示する態様による血管移植片の断面伸展性(compliance)のプロットを比較する。 それぞれ従来のｅＰＴＦＥ移植片および対側性にインプラントしたここに開示する態様による移植片の長軸方向断面のドップラー超音波像である。

詳細な記載
従来の血管移植片は、一般に、組織へよりよく固定(anchorage)されるような表面特性を有する。例えば、微小多孔性外層は、典型的に微小孔での線維性組織内増殖を促進するように設計される。図１参照。その結果、移植片は、線維性組織に一部または完全に被覆(encapsulation)されるように固定される。

ここに記載するとおり、予期せぬことに、線維性被覆は、移植片固定のための有用な特性であるが、移植片の閉塞性不全に進み得る移植片狭窄に寄与することが、本発明者らにより発見された。それゆえに、ここに開示されるのは、線維性被覆を低減した血管移植片である。厳密に制御された表面トポグラフィーおよび微小多孔構造を含む表面特性により、種々の態様の血管移植片が狭窄を最小化し、それゆえに移植片の寿命を延長することができる。血管移植片の長期開存性を維持する方法も開示する。

狭窄および皮膜収縮
狭窄は、管腔内の流動特性が介在する新生内膜過形成および血栓性沈着により生じることが知られる。特に、壁せん断応力(ＷＳＳ)の低下と相関する流量減少は、内膜過形成および血栓性沈着の進行に好都合である。流量と過形成の間の相関は、徐々に病的となるＷＳＳのフィードバックループを生じる。過形成により狭窄が起こり始めると、狭窄自体が血流を抑え、これがＷＳＳをさらに低くし、それゆえに狭窄の速度を加速する。

狭窄を最小化または管理するための従来の試みは、例えば、血行力学の改善または移植片と生来の血管の間の伸展性ミスマッチの減少による、より好都合なＷＳＳ条件の助長を含む。伸展性ミスマッチの影響を減少させるための一例は、吻合部位で各縫目が独立して動くことを可能とする結節縫合の採用である。透析移植片の静脈吻合を広げ、その結果流れを拡散し、より好ましい血行力学を提供することを目指す他の既知技術も、有益であることが示されている。しかしながら、従来の試みは、いずれも臨床の現場で広く受け入れられるには到っていない。

ここに示すとおり、予期に反して皮膜収縮が移植片狭窄に主に関与し得ることが発見された。皮膜収縮が生じたとき、コラーゲン格子収縮による収縮力は半径方向に移植片を圧迫する。血管移植片が一般に柔軟な多孔性ポリマー製であるため、半径方向の圧力が管腔を狭窄させる。狭窄した管腔は流速を低下させ、これはＷＳＳの低下を伴う。ＷＳＳの低下に続いて新生内膜過形成および血栓沈着の上方制御が起こり、さらなる狭窄の進行によりこの影響を複雑化する。

それゆえに、種々の態様によって、線維性被覆を抑制可能な血管移植片は、インプラント後の１ヶ月間に、従前の例では皮膜収縮により進行するであろう狭窄を効果的に最少化または軽減することができる。特に、線維性被覆が抑制されたとき、血管移植片は半径方向に拡張する能力を維持することが発見された。新生内膜過形成が移植片の流出側末端で先ず進行し、穏やかな狭窄を起こすため、管腔内の圧が上昇する。それに応答して、移植片は半径方向に拡張し、そうして流れに対する抵抗を軽減し、狭窄を相殺する。ある条件下で、半径方向の伸展性の増強が、流出部での過形成に応答した移植片流量の正味の増加をもたらし、自己安定効果を与える。

血管移植片
いくつかの態様は、線維性被覆を抑制するように作られた血管移植片に関する。

図２は、ある態様による血管移植片を示す。より具体的に、血管移植片(２００)は、第一の微小多孔性生体材料から形成される血液接触層(２１０)；非多孔性中間層(２２０)；および第二の微小多孔性生体材料から形成される、インプラントしたとき宿主組織と接触する、線維性皮膜形成を減少させ得るテクスチャード微小多孔性表面を有する組織接触層(２３０)を含む。より具体的に、テクスチャード微小多孔性表面は、微細多孔性ならびに陥没(２３０ａ)および突出(２３０ｂ)を備えるマクロテクスチャーを有する。下にさらに詳述するとおり、テクスチャード微小多孔性表面は、微小孔における血管新生組織内増殖(線維組織内増殖とは異なって)を可能とし、その結果、線維性被覆を減少させる。

図２に示す態様において、移植片全体がシリコーンまたはポリウレタンベースのコポリマーのような弾性材料から形成される。弾性機械的特性は、本発明の被膜抑制外面表面形状と組み合わせて使用したとき、特に有利である。

ｅＰＴＦＥ移植片のような従来の移植片(３００)が組織接触層(３１０)を提供するように表面処理されている、他の態様を図３に示す。ある態様において、組織接触層は、第二の微小多孔性材料から形成される種々のサイズの顆粒を含む。顆粒のサイズは、図２にものに類似して、マクロテクスチャーを規定する。図４は、テクスチャード微小多孔性表面層で被覆したこのような血管移植片の別の画像である。

ここで使用する、“血管移植片”または“移植片”は、生来の血管に直接結合できる柔軟管状構造またはパッチをいう。

“線維性被覆”または“線維性皮膜形成”は、血管移植片のようなインプラントを一部分または完全に囲む、高密度の、線維性の、大部分無血管性の被膜の形成をいう。異物の移植は、自然に炎症性反応を体に誘発し、これは異物反応(ＦＢＲ)とも呼ばれる。ＦＢＲの最初の数時間に、宿主マクロファージがインプラントの表面に誘引される。マクロファージは、宿主組織と接触するインプラントの表面全体に拡散するのに十分な数に達する。インプラントの表面が滑らかであり、細胞不透過性であるとき、これらのマクロファージはサイトカインおよびケモカインを誘発し、これが線維芽細胞および他の細胞外マトリックス構築細胞を、インプラントに隣接する組織に動員する。線維性被覆の程度は、インプラントを囲む高密度線維性皮膜の厚さにより測定できる。

ここで使用する、線維性被覆の“減少”は、テクスチャード微小多孔性表面がない場合に生じるであろう線維性被覆に相対的である。ある態様において、線維性被覆“減少”は、テクスチャード微小多孔性表面がない点を除いて同様に構築した血管移植片で生じるであろう線維性被覆と比較して、移植８週または１２週の期間にわたり、少なくとも２０％、または少なくとも３０％、または少なくとも４０％、または少なくとも５０％、または少なくとも６０％、または少なくとも７０％、または少なくとも８０％の減少をいう。

“微小多孔性生体材料”は、実質的に繋がった球状のまたは実質的に球状の一連の細孔を含み得る生体適合性材料である。ここで使用する、“実質的に繋がった”は、本質的に全細孔が少なくとも２個、好ましくは少なくとも４個の他の細孔に繋がっていることを意味する。一般に、平均細孔直径は１０〜１００マイクロメートルであり得る。好ましい細孔直径は２０〜４０マイクロメートル、３０〜４０マイクロメートル、２５〜３５マイクロメートル、２０〜３０マイクロメートル、または２５〜３０マイクロメートルである。好ましくは、ある態様において、細孔の大部分がこのような好ましい細孔サイズである。このような大きさの細孔の形状は、浸潤マクロファージ細胞を拘束し、拡散または巨細胞への凝集を阻止し得るものであるが、これに理論的に拘束されない。細孔形状は、それゆえに、マクロファージが抗線維性因子および血管新生促進因子を分泌する空間的きっかけを提供し得る。

細孔間の結合部(すなわち、のど部または細孔間開口部)の平均直径は、ある好ましい態様において、５〜５０マイクロメートルであり得る。細孔結合部の好ましい直径は８〜２５マイクロメートル、より好ましくは１０〜２０マイクロメートルである。好ましくは、細孔結合部の大部分が好ましいサイズである。マクロファージ細胞直径は一般に約１０〜１５マイクロメートルのサイズであり、それゆえに細孔結合部は、足場(scaffold)を介した容易な細胞遊走に適応するために十分に大きくなければならない。また、血管内皮毛管の直径は一般に約１０マイクロメートルであり、それゆえに足場は、足場内部で細胞を支持し、養育するための毛管ネットワークの増殖を可能とするのに十分な大きさの細孔結合部を有しなければならない。

材料全体をとおして連続的に相互接続した細孔を有する微小多孔性材料は、“開放細孔”または“開放細胞”構造とも呼ばれる。

血液接触層の第一の微小多孔性生体材料および組織接触層の第二の微小多孔性材料は同一でも異なってもよい。例えば、これらは異なる材料で、例えば、血液接触層はｅＰＴＦＥおよび組織接触層はシリコーンゴムで形成されていてよい。さらにまた、第一の微小多孔性材料および第二の微小多孔性材料が、同じ材料(例えば、シリコーンゴム)であっても、微細多孔性の程度(細孔サイズまたは細孔間開口)が異なるならば、異なると考えられる。

種々の態様による血管移植片の成分を下にさらに詳述する。

１. 血液接触層
血液接触層は、一般に移植片の管腔を規定する最内部層である。血液と接触するため、この層の微細孔性は、血小板粘着が最少となるように選択される。ある態様において、血液接触層は、一般に均一な細孔直径を有する開気孔微小多孔性生体材料であり、該細孔直径は２０ミクロンより大きく、５０ミクロンより小さく、実質的に全ての(例えば、９０％を超える)隣接する細孔との間の細孔間開口の直径は５ミクロンより大きく、３０ミクロンより小さい。

種々の態様において、生体材料はハイドロゲル、シリコーンゴム、膨張フルオロポリマーまたはポリマーである。

ある態様において、内部血液接触層は、毛管内殖を可能にし、低血栓形成性に適する細孔形状を有する、米国特許７,７９２,６２８号(その全体を引用により本明細書に包含させる)に記載のような、微小多孔性球状鋳型生体材料(ＳＴＡＲ)である。これはまた全細孔への免疫細胞の接近を可能とすることにより感染抵抗性および細菌バイオフィルムに対する抵抗性も改善する。

２. 組織接触層
組織接触層は、インプラントしたとき宿主組織と直接接触する血管移植片の最外部層である。組織接触層の微細孔性の程度は、異物反応および線維性被覆を最少化するように選択する。ある態様において、外層は、２０ミクロンより大きく、２００ミクロンより小さい相互接続した細孔を有し、隣接する細孔間の結合部(すなわち、細孔間開口部)が５ミクロンより大きく、５０ミクロンより小さい、生体材料である。

種々の態様において、生体材料はハイドロゲル、シリコーンゴム、膨張フルオロポリマーまたはポリマーである。微小多孔性生体材料は、米国特許７,９７２,６２８号および８,３１８,１９３号(これらはその全体を引用により本明細書に包含させる)に開示された方法によって製造できる。他の適当な微小多孔性生体材料は、ＵＳ２０１４０００５７８３Ａ１号、ＵＳ２０１４０００５７８４Ａ１号、ＵＳ２０１３０２０９６６１Ａ１号、ＵＳ２０１３０２９５３７９Ａ１号およびＵＳ８４８７０１２Ｂ２号に記載のような多孔性ポリウレタンベースのコポリマーまたは多孔性シリコーンを含む。ＵＳ５４６６５０９Ａ号に開示されたマクロテクスチャード微小多孔性ｅＰＴＦＥも適する。

外層は、宿主組織と移植片の間のバイオ接触層であって、テクスチャード微小多孔性表面を有する。テクスチャード微小多孔性表面は“マクロテクスチャード”ともいい、線維性被膜形成の減少に貢献し得る表面トポグラフィーを有する。ある態様において、表面トポグラフィーは、特定の寸法の山部と谷部を有する。より具体的に、山部は表面トポグラフィーにおける突起または突出を表し、谷部は表面トポグラフィーにおける陥没を表し、２個を超える隣接する山部により規定される空間である。ある山部の高さは、典型的に隣接する谷部の床面に対して測定する。ある態様において、山部の高さは２００ミクロンより大きく、１０００ミクロンより小さい。

異物反応の減少のための代表的外表面形状は、Healionics Corporationの米国特許８,３７２,４２３号および８,６４７,３９３号に開示された微小多孔性およびマクロテクスチャード形状を含み、これらの特許はその全体を引用により本明細書に包含させる。この表面形状は、微小多孔性構造への最小限に線維化した高密度新生血管増殖の促進に最適であり、またより薄い、より緩い、あまり整列していない、より血管新生された外面組織被膜も促進する。この表面形状は、血管移植片の２番目に多い合併症である細菌定着および感染に対する保護も提供するため、血管移植片被覆に特に好適である。

ＵＳ２０１４０００５７８３Ａ１号、ＵＳ２０１４０００５７８４Ａ１号、ＵＳ２０１３０２０９６６１Ａ１号、ＵＳ２０１３０２９５３７９Ａ１号およびＵＳ８４８７０１２Ｂ２号に記載の多孔性ポリウレタンベースのコポリマーまたは多孔性シリコーンのような実質的に異物被覆を減少することが示されている他の材料もこの目的で使用できる。例えば、ＵＳ５４６６５０９Ａ号のようなマクロテクスチャード微小多孔性ｅＰＴＦＥも、恐らくこの目的に適合させ得る。

３. 中間層
中間層は、血液接触層と組織接触層とを結合する。中間層は、それゆえに、粘着層である。他の態様において、中間層は、血液および血清不透過性であり、それゆえに漏出を阻止する。これは、サイトカインが移植片外側から管腔内に到達することを阻止し、これらのサイトカインは新生内膜過形成を促進する虞があるため、さらなる利点を提供し得る。本層はまた強靱性または縫合強度維持にも使用できる。

完全または一部不透過性の層の使用は、移植片を前もって水和状態にしてインプラントし、それにより細孔内(特に内層内)の空気を移植前に完全に置換できるというさらなる利点を有する。細孔中の空気の除去は、初期の抗血栓性を改善し、抗感染性を改善する。

他の態様において、移植片は、外膜表面からの組織内増殖および血管形成を可能にするために不透過性の層に開窓を有し得る。

ある態様において、中間層は非多孔性であるが、他の点では血液接触層または組織接触層と同じ生体材料であり得る。例えば、図２に示す血管移植片において、移植片全体は弾性シリコーン製であり、ここで、中間層は非多孔性である。他の態様において、中間層は粘着層である。例えば、図３に示す血管移植片において、従来のｅＰＴＦＥ移植片を最初に生体適合性粘着剤で被覆し、そうして中間層を形成し、続いて第二の微小多孔性材料の顆粒をコーティングして、組織接触層のテクスチャード微小多孔性表面を提供できる。

ある態様において、移植片は、完全にまたは一部生体吸収性材料からなり得る。
ある態様において、移植片はハイドロゲルを含み得る。

ある態様において、移植片は、天然のタンパク質から形成されたゲルまたはポリマーを含み得る。

ある態様において、移植片は合成材料を含み得る。
ある態様において、移植片は、もつれ防止のための半径方向強化特性を有し得る。

ある態様において、移植片は、径方向伸展性を維持しながら抗キンク性を改善するために、ビルトイン・プレストレス(内層は軸力および外層軸圧縮で)を有し得る。

ある態様において、微小多孔性材料は、さらに血栓形成性を減少させ、線維性被覆に抵抗し、感染に抵抗し、または疎水性を減少させるための薬剤、添加剤またはコーティングで処理し得る。

インプラントした血管移植片の開存性維持
予期せぬことに、移植片壁の半径方向に拡大し得る組織接触表面が、人工移植片における代償的かつ自己安定的流動挙動を促すことができ、これが、移植片の開存性に貢献することが発見された。特に、新生内膜過形成(移植片閉塞の主要な原因として知られる)は、宿主組織と接触する移植片の外面のテクスチャード微小多孔性表面によりほぼ完全に抑制された。ある場合、保存された半径方向の伸展性が移植片の可縮性における変化を可能とするため、代償性流動効果が生じる。移植片の圧力の増加は、乱流による高頻度水力直径変動が減弱されるために、平均水力直径を増加させる。この場合、代償性流動効果は壁伸展性に依存するが、弾性壁特性を必要としない。

さらに、開存性は、血小板粘着を最小化する血液−デバイス適合性の改善により改善できる。ある態様において、血液接触層の微小孔の空気を、移植直前の水和工程により完全に置換する。空気は、移植片を繰り返し食塩水に浸漬し、吸引することにより除去できる。

それゆえに、血管移植片における開存性を維持する方法は、
第一の微小多孔性生体材料から空気を除くために血管移植片を前もって水和し；そして
該血管移植片を、該血管移植片と生来の血管を直接接続させることによりインプラントする
ことを含む。

ある態様において、開存性の維持は、移植後１２週の期間にわたり、移植片管腔の断面の内周の減少が２０％未満、１０％未満または５％未満であることをいう。

ある態様において、開存性維持は、移植後１２週の期間にわたり、移植片壁の内部表面に囲まれた断面積の５０％未満、４０％未満、３０％未満、２０％未満、１０％未満、または５％未満の閉塞(新生内膜過形成および／または血栓による)をいう。

ある態様において、開存性維持は、移植後１２週の期間にわたり、２.０未満のＰＶＲをいい、ここで、ＰＶＲは、移植片中央部のピーク収縮期流速で除した狭窄のピーク収縮期流速である。

次の実施例は、限定の目的ではなく、説明の目的のために提供される。

実施例１
ＡＶシャントとしての微小多孔性シリコーン血管移植片
材料：
対照移植片(Ｎ＝４)はｅＰＴＦＥ血管移植片(Impraから)であり、正確な壁厚６mmおよび径方向強化のためのスパイラルラップしたリブを有する。
試験移植片(Ｎ＝６)は、図２に示す１００％シリコーン移植片である。
対照移植片および試験移植片のいくつかは、移植片中央部に経皮開口を備えた。
ヒツジは、インプラント時３５〜４０kgであった。動物をヘパリン処置した。

方法
血管移植片を、ヒツジ動静脈(ＡＶ)シャントモデルにインプラントした。対照移植片を、標準的な臨床手技に従い、インプラント前にヘパリン添加食塩水に浸漬した。試験移植片を、ヘパリン添加食塩水に浸すことにより前もって水和し、泡が見えなくなるまで繰り返し吸引した。前もって水和する工程は、細孔内の全ての空気の置き換えを確実にした。
移植片を、一直線の同側性配置(遠位頸動脈から近位頸静脈)で両側性にインプラントした。動物に、試験の間抗凝固処置(サリチル酸およびクロピドグレル)を施した。
移植片を、非侵襲性ドップラー超音波で８週間モニターした。８週間の最後に、動物を屠殺し、移植片を蛍光透視血管造影および血管内超音波(ＩＶＵＳ)で評価した。組織をパラフィン加工し、ヘマトキシリンおよびエオシンで染色した。

結果：
インビボ結果は、一つの態様によるシリコーン移植片が、対照移植片と比較して、改善した開存性、改善した流動安定性、組織被覆に対する抵抗性、被膜収縮に対する抵抗性および細菌定着に対する改善した抵抗性を有することを示した。
図５は、シリコーン移植片と比較した対照移植片の血流量(ml／分)を示す。示されるとおり、対照移植片は流量の減少傾向を示し、狭窄が流れを制限したことを示し、本開示の態様によるシリコーン試験移植片は、移植後８週間の期間にわたり流量が安定している。
図６Ａは、生来の静脈(１６０)と接続した対照静脈移植片(１００)の血管造影画像を示す。移植片中央部開口(１７０)も示した。移植片中央部点はＴ字型であり、生来の動脈(１７４)に接続した動脈区域移植片(１７２)にさらに接続する。図６Ｂは対照静脈移植片(１００)の拡大図であり、血流路の狭小化を示す(矢印)。特に、収縮が移植片の縦方向に沿って見られる(１００ａ、１００ｂ、１００ｃおよび１００ｄ)。
図６Ｃは、生来の血管(２６０)と結合したシリコーン試験移植片(２００)の血管造影画像である。移植片中央部開口(２７０)も示した。移植片中央部点はＴ字型であり、生来の動脈(２７４)に接続した動脈区域移植片(２７２)にさらに接続する。図６Ｄは試験移植片の拡大図であり、血流路(矢印)が不変であり、収縮が観察されないことを示す。

図７Ａおよび７Ｂは、それぞれ従来のｅＰＴＦＥ(１００)およびシリコーン試験移植片(２００)の外植血管移植片の縦方向断面図である。図７Ａは、螺旋状強化材のため、従来のｅＰＴＦＥが、強化材間の空間における皮膜収縮により変形(収縮)したことを示す。強化材間の空間における溝(１５０ａ、１５０ｂ)を形成した。これは、不規則な流動表面を生じ、乱流の増加および流動安定性減少をもたらした。対照的に、図７Ｂは、シリコーン移植片(２００)が変形しておらず、ゆえに、平らな流動表面を維持できたことを示す。
図８Ａは、対照ｅＰＴＦＥ移植片(１００)の静脈末端の血管内超音波(ＩＶＵＳ)画像を示し、これは、その収縮プロファイル(１８０)により見られるとおり、皮膜収縮により締め付けられた。図８Ｂは、シリコーン試験移植片(２００)の静脈末端のＩＶＵＳ画像を示し、これは、対照移植片より有意に大きい、その丸いプロファイル(２８０)を保持する。
図９Ａおよび図９Ｂは、移植片を被覆する組織の有益な組織応答を示す。図９Ａは対照移植片(１００)が、移植片周囲の厚い、高密度の、より整列した被膜組織(１９０)で被覆されたことを示す。対照的に、図９Ｂは、シリコーン移植片(２００)が、移植片周囲にはるかに薄く、より緩い被膜組織(２９０)を有することを示す。
図１０は、さらに、移植片セクションの組織学的像のカラー閾値化に基づき、対照移植片と比較してシリコーン試験移植片における細菌定着の減少を示す。特に、シリコーン試験移植片は、移植片壁の多孔性構造の細菌コロニー量が１０００倍少ないことを示した。

実施例２
ＡＶシャントモデルにおける表面修飾ｅＰＴＦＥ血管移植片
材料：
対照移植片(Ｎ＝２)はｅＰＴＦＥ移植片(Vascutekによる)であり、正確な壁厚６mmを有し、半径方向強化はなかった。
試験移植片(Ｎ＝４)は、図３および４に示す表面修飾ｅＰＴＦＥ移植片であった。特に、ｅＰＴＦＥ移植片を、外部表面を粘着剤(NuSil MED-2214シリコーン)と浸漬被覆し、次いで、球状鋳型微小多孔性シリコーンの顆粒の単層を付着させることによりＳＴＡＲ生体材料で修飾した。これらのＳＴＡＲ処理ｅＰＴＦＥ移植片は、約１５ミクロン細孔間開口で相互接続した、３５ミクロン球状細孔を有する約３００ミクロンサイズ微小多孔性顆粒により形成された表面トポグラフィーを有した。
インプラント時、ヒツジは６５〜８０kgであった。動物に、試験の間抗凝固処置(サリチル酸およびクロピドグレル)を施した。

方法
血管移植片をヒツジ動静脈(ＡＶ)シャントモデルにインプラントした。実施例１のように、対照移植片を、標準的な臨床手技に従いインプラント前にヘパリン添加食塩水に浸漬した。試験移植片を、試験移植片をヘパリン添加食塩水に浸漬し、泡が見えなくなるまで繰り返し吸引することにより、細孔空間の空気を置き換えるために前もって水和した。
移植片を、一直線の同側性配置(遠位頸動脈から近位頸静脈)で両側性にインプラントした。
移植片を、非侵襲性ドップラー超音波で１２週間モニターした。１２週間の最後に、動物を屠殺し、移植片を蛍光透視血管造影および血管内超音波(ＩＶＵＳ)で評価した。

結果：
表面修飾したｅＰＴＦＥ血管移植片は、非修飾ｅＰＴＦＥ対照移植片と比較して、改善した開存性、減少した狭窄、減少した新生内膜過形成、増加した被膜組織伸展性および流量対過形成フィードバックループの徐々に病的となる方向から自己安定化への回復を示した。
図１１は、１２週間にわたるドップラー超音波で測定した、移植片中央部のピーク速度で除した静脈吻合のピーク収縮期流速として定義されるピーク速度比(ＰＶＲ)を示す。ピーク収縮期速度比(静脈吻合について)が管腔面積比の逆数に極めて近似するため、２.０より大きい速度比は、移植片中央部の管腔面積の５０％未満である静脈吻合の管腔面積に対応する。示されるとおり、ＳＴＡＲ処理ｅＰＴＦＥ移植片は、６週後に安定化するはるかに改善したＰＶＲを示し、自己安定化挙動の傾向および流量対過形成フィードバックループの回復を示す。対照的に、対照移植片のＰＶＲは４週後に失われ、狭窄の進行を示した。
図１２Ａは、対照移植片の血管造影像を示し、ここで、静脈吻合近くの流路における狭窄(３００ａ、３００ｂ)を明確に見ることができた。比較して、ＳＴＡＲ処理移植片の血管造影像は、ＳＴＡＲ処理移植片の流路が比較的滑らかであり、明らかな狭窄がなかったことを示す(図１２Ｂ)。
図１３Ａは、対照移植片に沿った最も狭い点の移植片断面の血管内超音波(ＩＶＵＳ)像を示す。示されるとおり、対照移植片は、新生内膜過形成および／または血栓(白色領域)で詰まっていた。比較して、ＳＴＡＲ処理移植片における閉塞領域(白色)は、実質的に減少していた(図１３Ｂ)。

図１４は、閉塞した平均管腔面積パーセントをプロットすることにより、図１３Ａおよび図１３Ｂの結果をグラフで示す。示されるとおり、ＳＴＡＲ処理移植片について、過形成または血栓による閉塞管腔面積パーセンテージは、対照移植片で見られる閉塞の１／３未満である。
図１５は、対照移植片およびＳＴＡＲ処理移植片の両者における流動の進展を示す。ＳＴＡＲ処理移植片において、平均流量は、試験２ヶ月目より３ヶ月目のほうが約５０％大きかった。対照はこの増加を示さなかった。
図１６は、ＳＴＡＲ処理移植片が増加した断面伸展性を有したことを示す。正の傾斜は移植片中央部管腔面積が、静脈吻合開口部を横切るベルヌーイ方程式ベースの圧低下に比例して膨張することを示す。比較して、対照移植片はほぼ０の傾斜を有し、移植片周囲皮膜収縮の結果としての対照移植片の強剛性を示す。

実施例３
動脈性バイパスモデルにおける表面修飾ｅＰＴＦＥ血管移植片
材料：
対照移植片(Ｎ＝２)は、ｅＰＴＦＥ移植片(Vascutekにより)であり、正確な壁厚５mmを有し、半径方向強化はなかった。
試験移植片(Ｎ＝２)は、図３および４に示す表面修飾ｅＰＴＦＥ移植片であった。特に、ｅＰＴＦＥ移植片を、外部表面を粘着剤(NuSil MED-2214シリコーン)と浸漬被覆し、次いで、球状鋳型微小多孔性シリコーンの顆粒の単層を付着させることによりＳＴＡＲ生体材料で修飾した。これらのＳＴＡＲ処理ｅＰＴＦＥ移植片は、約１５ミクロン細孔間開口で相互接続した、３５ミクロン球状細孔を有する約３００ミクロンサイズ微小多孔性顆粒により形成された表面トポグラフィーを有した。
ヒツジは、インプラント時３５〜４０kgであった。動物に、試験の間抗凝固処置(サリチル酸およびクロピドグレル)を施した。

方法
血管移植片を、小内径動脈性バイパスモデルにインプラントした。対照移植片を、標準的な臨床手技に従いインプラント前にヘパリン添加食塩水に浸漬した。試験移植片をヘパリン添加食塩水に浸漬し、泡が見えなくなるまで繰り返し吸引することにより、細孔空間の空気を置き換えるために前もって水和した。前もってする水和工程は、細孔内の全ての空気の置き換えを確実にした。
移植片を、頸動脈に端側配置で両側性にインプラントし、動脈を吻合間の中ほどで結紮した。
移植片を、非侵襲性ドップラー超音波で８週間モニターした。８週間の最後に、動物を殺し、移植片を蛍光透視血管造影および血管内超音波(ＩＶＵＳ)で評価した。

結果：
小内径動脈性バイパスモデルにおいて、未処理ｅＰＴＦＥ移植片と比較して、表面処理ｅＰＴＦＥ移植片が移植片周囲組織被膜からの収縮が減少し、開存性が改善したことがさらに示された。
８週間の計画した実験期間時には対照移植片の２個中１個(５０％)のみが凝血することなく生存していたが、ＳＴＡＲ処理試験移植片の２個中２個(１００％)が開存を維持した。図１７Ａおよび図１７Ｂは、それぞれ６週目のＳＴＡＲ処理試験移植片および対照移植片の長軸方向超音波像を示す。ＳＴＡＲ処理移植片は、長手方向にわたり平均直径４.８mmの大きな管腔直径を有し、比較して対照移植片の平均直径は４.０mmであった。この結果は、ＳＴＡＲ処理移植片が表面処理により移植片周囲皮膜収縮の程度が低かったことを示唆する。

前記から、本発明の特定の態様が説明の目的でここに記載されているが、本発明の精神および範囲から逸脱することなく種々の修飾をなし得ることが認められる。したがって、本発明は、添付の特許請求の範囲による以外には限定されない。

上記の種々の態様を組み合わせて、さらなる態様を提供できる。本明細書に引用および／または出願データシートに列記する米国特許、米国特許出願公報、米国特許出願、外国特許、外国特許出願および非特許文献は、その全体を引用により本明細書に包含させる。必要であれば、種々の特許、出願および公報の概念を用いて、態様の面を修飾し、さらに別の態様を提供し得る。

Claims (13)

1. 第一の微小多孔性生体材料から形成される血液接触層；
   非多孔性中間層；および
   第二の微小多孔性生体材料から形成される、インプラントしたとき宿主組織と接触する、線維性皮膜形成を減少させ得るテクスチャード微小多孔性表面を有する組織接触層を含む、
   血管移植片。
2. 該テクスチャード微小多孔性表面が山部と谷部を含み、山部の高さが２００ミクロンより大きく、１０００ミクロンより小さく、組織接触層が２０ミクロンより大きく、２００ミクロンより小さい相互接続した細孔を含み、隣接する細孔が５ミクロンより大きく、５０ミクロンより小さい細孔間開口を有する、請求項１に記載の血管移植片。
3. 血液接触層が実質的に均一な細孔直径を有する開気孔多孔性生体材料を含み、ここで、該細孔直径が２０ミクロンより大きく、５０ミクロンより小さく、隣接する細孔間の実質的に全ての細孔間結合部が５ミクロンより大きく、３０ミクロンより小さい、請求項１または請求項２に記載の血管移植片。
4. 血液接触層がフルオロポリマーから形成される、請求項１〜３のいずれかに記載の血管移植片。
5. 血液接触層が膨張ポリテトラフルオロエチレンから形成される、請求項４に記載の血管移植片。
6. 内部血液接触層がポリエチレンテレフタレートから形成される、請求項１〜３のいずれかに記載の血管移植片。
7. 血液接触層がシリコーンまたはポリウレタンエラストマーから形成される、請求項１〜３のいずれかに記載の血管移植片。
8. 組織接触層がポリテトラフルオロエチレンまたは他のフルオロポリマーから形成される、請求項１〜７のいずれかに記載の血管移植片。
9. 組織接触層がポリエチレンテレフタレートまたは他のポリエステルから形成される、請求項１〜７のいずれかに記載の血管移植片。
10. 中間層が開窓を含む粘着層である、請求項１〜９のいずれかに記載の血管移植片。
11. 請求項１〜１０のいずれかに記載の血管移植片の開存性を維持する方法であって、
    第一の微小多孔性生体材料から空気を除くために血管移植片を前もって水和し；そして
    該血管移植片を、該血管移植片と生来の血管を直接結合させることによりインプラントする
    ことを含む、方法。
12. 血管移植片の前もって行う水和が血管移植片を浸漬し、吸引することを含む、請求項１１に記載の方法。
13. 開存性維持が血管移植片の狭窄減少を含む、請求項１１または請求項１２に記載の方法。