JP4499143B2 - 人工血管用二重膜構造のチューブ型多孔性スキャフォールド及びその製造方法 - Google Patents

Description

本発明は、生分解性高分子とポロゲンの混合液で円筒状シャフトをコーティングして多孔性コーティング層の内膜を形成し、これを非溶媒の凝固槽に漬けて回転させながら生分解性高分子ゲルを前記凝固槽に直接落下紡糸して形成されたゲル状態の高分子繊維が回転するシャフトの多孔性コーティング層の内膜を巻くようにしてゲル状態の高分子繊維層の外膜を形成し、これらが互いに接着されながら気孔のサイズが異なる二重膜構造の多孔性スキャフォールドを製造する方法及びこれから製造された人工血管用二重膜構造の多孔性スキャフォールドに関するものである。

組織工学技術を用いた人工血管の初期研究は、コラーゲンや天然高分子またはＰＧＡのような生分解性高分子をチューブ形態に製作し、その上に血管組織を構成する平滑筋細胞あるいは内皮細胞を播種した後、一定期間生体外で培養してある程度の機械的強度を有するようにしてから、生体内に移植する研究が主流であった。最近は幹細胞に関する研究の発達によりチューブ型多孔性支持体に幹細胞を播種した後、生体外で培養しないで直ちに移植する方法が報告された（Narutoshi Hibinoなど、J. Thoracic and Cardiovascular Surgery 129: 1064-1670, 2005）。この方法は、幹細胞が播種された多孔性支持体を生体外で培養する過程を経ずにすぐに移植するために、スキャフォールド自体が生体内の物理的な環境に耐えられる強度を有さなければならない。即ち、人工血管は生体内から損傷した血管を除去し、血液の流れを連結するのに用いられる人工臓器として血液の圧力に耐えられる破裂強度を維持しなければならず、実際の血管のように脈拍血流により膨張／収縮が可能な高弾性材料を用いて製造しなければならない。また、移植初期に発生し得る血液の漏れは、人工血管の移植成功率を高めるのに重要な要因となっている。

前記条件を満たす医療用人工血管として非分解性材料であるポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）または延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）で製造されたものなどがあるが、これらは、生体内で分解されないため、生体組織の再生を誘導する組織工学用人工血管としては用いられない。現在、幹細胞を用いた組織工学技術として臨床的に応用可能な人工血管は、相対的に生体内で血圧が低い大静脈系及び肺動脈系にのみ制限されてきており、動脈系のような高血圧の条件で耐えられる組織工学的人工血管は今のところ開発されていない。

一方、チューブ型スキャフォールドは、生分解性材料としてポリグリコール酸（ＰＧＡ）不織布またはポリ−Ｌ−乳酸（ＰＬＬＡ）織布を円筒状シャフトに巻いて生体血管の形状のようにチューブ形態で維持したまま縫合糸で封合して製造されるか、またはＰＧＡあるいはＰＬＬＡメッシュをこれらとは全く異なる溶解性質を示すポリ−Ｌ−乳酸−ｃｏ−カプロラクトン（ＰＬＣＬ）のような高分子を溶かした溶液に漬けてから取り出した後、凍結乾燥して製造されている。このようにＰＬＣＬを用いた凍結乾燥により気孔を形成する方法が用いられているものの、ＰＧＡやＰＬＬＡは弾性力がＰＬＣＬに比べて顕著に低く、分解速度を調節するのが困難であるなどの問題を有している。また、気孔のサイズなどスキャフォールドの構造が高血圧の条件下で血液の漏れなく人工血管の役割を行うのにも限界がある。その他ＰＬＣＬ単独で製造された人工血管は主に凍結乾燥、キャスティング、押出などの方法により製造されるが、これらは細胞の播種効率が低調であり、機械的強度が弱いという短所を有している。

従って、高弾性の優れた機械的強度を有する組織工学的人工血管用多孔性スキャフォールドの開発が要求されている。

これに対し、本発明者は、前記ような従来技術の問題を解決するために鋭意研究努力した結果、生分解性高分子とポロゲンの混合液で円筒状シャフトをコーティングして多孔性コーティング層の内膜を形成し、これを非溶媒の凝固槽に漬けて回転させながら、生分解性高分子ゲルを前記凝固槽に直接落下紡糸して形成されたゲル状態の高分子繊維が回転するシャフトの多孔性コーティング層の内膜を巻くようにして外膜を形成し、これらが互いに接着されながら気孔のサイズが異なる二重膜構造の多孔性スキャフォールドを製造する方法を開発し、この方法により製造された多孔性スキャフォールドが二重膜構造のチューブ形態を有し、気孔間の相互連結性と機械的強度に優れて血液の漏れを効果的に防止し得るだけでなく、細胞注入及び増殖効率に優れて人工血管として有用に用いられることを確認することにより本発明を完成した。

本発明の目的は、気孔間の相互連結性、機械的安定性、細胞注入及び増殖効率に優れ、動脈のような高血圧状態での漏血を防止し得る人工血管用多孔性スキャフォールド及びその製造方法を提供することにある。

前記目的を達成するために、本発明は、
１）生分解性高分子を有機溶媒に溶解させ、ポロゲンを混合して高分子／ポロゲンの混合液を製造する段階と、
２）円筒状シャフトを前記高分子／ポロゲンの混合液でコーティングして多孔性コーティング層の内膜を形成する段階と、
３）生分解性高分子を有機溶媒に溶解させて生分解性高分子ゲルを製造する段階と、
４）段階２）で多孔性コーティング層の内膜が形成された円筒状シャフトを非溶媒の凝固槽に漬けて回転させながら、前記生分解性高分子ゲルを落下紡糸して形成されたゲル状態の繊維を前記シャフトの多孔性コーティング層の内膜を巻くようにして高分子繊維層の外膜を形成する段階と、
５）前記シャフトに形成された二重膜構造の多孔性スキャフォールドを分離し、これから有機溶媒及びポロゲンを除去する段階と
を備えた、二重膜構造のチューブ型多孔性スキャフォールドの製造方法を提供する。

また、本発明は、前記方法により製造された生分解性及び生体適合性の人工血管用二重膜構造のチューブ型多孔性スキャフォールドを提供する。

本発明による製造方法の特徴は、これまでゲル紡糸（gel spinning）成形法で単一膜構造の多孔性スキャフォールドを製造したのとは異なり、血液の漏れを予防することができる微細な気孔を有する多孔性コーティング層の内膜をまず成形し、その上にゲル状態の高分子繊維を巻くようにして外膜を成形した後、多孔性コーティング層の内膜と高分子繊維層の外膜が互いに接着されながら気孔のサイズが互いに異なる二重膜構造のチューブ型多孔性スキャフォールドを製造するということである。

一般に、ゲル紡糸成形法により製造されるスキャフォールドは、気孔のサイズが大きく、気孔間の相互連結性があまりにもよいため、生体内の血圧と類似した圧力の下では赤血球の漏れが起こり得る。これに対し、本発明は、このようなゲル紡糸成形法の短所を補完するために、ゲル紡糸成形法に用いられる円筒状シャフトを生分解性高分子とポロゲンの混合液でまずコーティングし、微細気孔を有する多孔性コーティング層の内膜を形成した後、その上にゲル状態の高分子繊維層の外膜を形成して接着させることにより、二重膜の構造で多孔性スキャフォールドを製造する方法を開発したものである。

以下、本発明を段階別に詳しく説明すれば、次の通りである。

段階１）は、生分解性高分子を有機溶媒に溶解させた後、ポロゲンを混合して分散させ、以後の段階で円筒状シャフトのコーティングのための高分子／ポロゲンの混合液を製造する段階である。

この段階で用いられる生分解性高分子は脂肪族ポリエステル系高分子であり、ポリ（Ｌ−乳酸）（ＰＬＬＡ）、ポリ（Ｄ、Ｌ−乳酸）（ＰＤＬＬＡ）、ポリ（グリコール酸）（ＰＧＡ）、ポリ（カプロラクトン）（ＰＣＬ）、ポリ（ヒドロキシアルカノエート）、ポリジオキサノン（ＰＤＳ）、ポリトリメチレンカルボネートから選択された１種であるか、またはこれら単位の共重合体であるポリ（乳酸−ｃｏ−グリコール酸）（ＰＬＧＡ）、ポリ（Ｌ−乳酸−ｃｏ−カプロラクトン）（ＰＬＣＬ）、ポリ（グリコール酸−ｃｏ−カプロラクトン）（ＰＧＣＬ）などの共重合体及びこれらの誘導体を含む。前記生分解性高分子は、分子量に関係なく用いられるが、分子量が５，０００ダルトン以上、望ましくは５，０００〜１，０００，０００ダルトンであるものを用いると本発明による多孔性スキャフォールドの製造時に望ましい効果を得ることができる。また、生分解性高分子は、有機溶媒に重量／体積比で１〜２０％の量で溶解する。

前記生分解性高分子を溶解させるための有機溶媒としては、クロロホルム、メチレンクロリド、酢酸、エチルアセテート、ジメチルカルボネート、テトラヒドロフランなどが用いられる。

前記のように準備された生分解性高分子溶液に混合されるポロゲンは、以後の段階で円筒状シャフトに多孔性コーティング層の内膜の製造時に微細な気孔を形成するためのものであり、ポロゲンのサイズ、種類及び添加量を異にして気孔のサイズ及び形態を調節することができ、これは、多孔性スキャフォールドの漏血抑制に重要な作用をする。

本発明に有用なポロゲンは、当分野において気孔を発生させるために通常用いられるものを含むが、望ましくは、塩、二炭酸ナトリウム、二炭酸アンモニウム、パラフィン、ポリエチレングリコールなどが挙げられるが、これに限定されるものではない。前記ポロゲンは、生分解性高分子溶液中に生分解性高分子と重量比で９：１〜１：２の範囲で混合されることが望ましい。もし、生分解性高分子とポロゲンの混合比率が１：２を超える場合には、気孔の数が多くなり、漏血の問題が発生することがあり、９：１未満の場合には生体移植時に栄養分の供給及び血管新生が損なわれる問題が発生することがある。また、混合されるポロゲンは、４０ミクロン以下の直径を有するものが望ましいが、ポロゲンの直径が４０ミクロンを超えれば、大きな気孔により漏血の問題が発生することがある。しかし、前述したように、目的とする気孔の形態とサイズに応じてポロゲンのサイズ、種類及び添加量を異にすることが可能であることは当業者に自明である。

段階２）は、段階１）で準備された高分子／ポロゲンの混合液で円筒状シャフトをコーティングして微細気孔を有する多孔性コーティング層の内膜を形成する段階であり、このように形成された微細な気孔は、血液の漏れを防止するのに非常に重要な役割を担当する。

前記段階において円筒状シャフトに多孔性コーティング層の内膜を形成する方法としては、押出成形法、含浸法、電気紡糸法、凍結乾燥法、相−分離法、粒子浸出法、ガス−形成法（gas-foaming）、炭化水素鋳型法（hydrocarbon templating）、溶融鋳造法（melt molding）などが用いられるが、これに限定されるものではない。本発明の望ましい実施例では、含浸法により高分子／ポロゲンの混合液に円筒状シャフトを十分に浸る程に含浸させ、４〜２５℃で５〜２０分間コーティングを行って多孔性コーティング層の内膜を形成する。この時、多孔性コーティング層の内膜に形成された気孔は４０ミクロン以下のサイズを有することが望ましい。

段階３）は、生分解性高分子を有機溶媒に溶解させて生分解性高分子ゲルを製造する段階であり、本段階で使用可能な生分解性高分子と有機溶媒の種類及び混合比率は前記段階１）で説明したものと同一である。ただし、前記生分解性高分子ゲルは段階１）の高分子溶液とは異なりポロゲンを含まず、生分解性高分子の濃度は高分子の種類に応じて異なるが、概ね４〜２０重量％であることが望ましい。生分解性高分子の濃度は、相−分離により形成されるゲル状態の高分子繊維の厚さを調節し、これらで構成された外層の気孔率及び気孔のサイズを調節するのに非常に重要である。従って、生分解性高分子溶液の濃度が２０重量％を超える場合には、粘度が高すぎてシリンジから紡糸され難い問題が発生することがあり、４重量％未満の場合には、紡糸時にゲル状態の繊維が容易に切れる問題が発生し、スキャフォールドの強度を弱化させ得るという問題が発生することがある。

段階４）は、段階２）で多孔性コーティング層の内膜が形成された円筒状シャフトを非溶媒（non-solvent）の凝固槽に漬けて回転させ、段階３）で準備された生分解性高分子ゲルをシリンジを通じて前記非溶媒の凝固槽内に落下紡糸して相−分離により形成されたゲル状態の高分子繊維が回転するシャフトに巻かれるようにする段階であり、多孔性コーティング層の内膜を高分子繊維が囲んで外膜を形成しながら接着されることにより、二重膜の構造の多孔性スキャフォールドが製造される。この時、二重膜構造の多孔性スキャフォールドにおいて多孔性コーティング層の内膜と高分子繊維層の外膜を互いに異なるサイズの気孔を有するが、外膜に形成された気孔は、１０〜５００ミクロンのサイズを有することが望ましく、気孔の平均サイズは１００ミクロンであることが望ましい。

この段階で用いられる非溶媒は、紡糸された生分解性高分子ゲルを適当な速度で凝固させる作用をするが、段階３）において生分解性高分子を溶解させるのに用いられた有機溶媒と容易に混合され、相−分離が適当な速度で起こり得る非溶媒を選択することが望ましい。このような非溶媒として、水；メタノール、エタノール、ブタノールなどのアルコール類；ヘキサン、ヘプタン、シクロヘキサンなどの炭化水素類から選択し、またはこれらを混合して用いることができる。

また、紡糸された生分解性高分子が非溶媒の凝固槽内で凝固する速度は、相−分離により形成されたゲル状態の繊維状高分子がシャフトにコーティングされた微細気孔の多孔性の内膜と接着するのに非常に重要であり、繊維状高分子と多孔性の内膜の間に適切な接着力が維持されてこそ均一で相互連結性に優れた多孔性スキャフォールドを得ることができる。このような接着は、繊維状高分子ゲルに残存する溶媒により誘導される、即ち、繊維状高分子ゲルが多孔性コーティング内膜に巻かれながら外膜を形成する時に残存する溶媒が前記内膜の高分子層を溶かしながら同時にこれらの間の接着を誘導する。非溶媒の凝固槽内において生分解性高分子が凝固する速度は、非溶媒液の種類と回転速度により調節することができ、生分解性高分子の凝固速度がゲル状態の繊維状高分子の間の接着及び前記繊維状高分子と多孔性コーティング層の内膜との接着を誘導することができる溶媒を選択することが望ましい。凝固速度が速すぎると、ゲル状態の繊維状高分子の間の接着及び前記繊維状高分子と多孔性コーティング層の内膜との接着が起こらない問題が発生することがあり、凝固速度が遅すぎると、ゲル状態の繊維状高分子が生成されず、気孔もほぼ形成されない問題が発生することがある。また、非溶媒の凝固槽で紡糸され、相−分離によりゲル状態で形成された高分子繊維は、外膜の形成時に気孔のサイズ及び気孔率を考慮し、個別に５０〜１５０ミクロンの直径を有することが望ましい。

段階５）は、段階４）で円筒状シャフトに成形された二重膜構造の多孔性スキャフォールドを分離し、これから有機溶媒及びポロゲンを除去する段階であり、有機溶媒は減圧下で乾燥させて除去し、ポロゲンはポロゲンを溶解させることができる溶液に前記多孔性スキャフォールドを入れ、ポロゲンを溶解させて除去することができる。

前記のような方法により製造された多孔性スキャフォールドは、微細な気孔の多孔性コーティング層の内膜とこれを紡糸した繊維状高分子で構成された外膜が囲んでいる二重膜構造のチューブ形態を有しているが、微細気孔を有する多孔性コーティング層の内膜は、生体移植時に血液の漏れを防止する役割をし、高分子繊維層の外膜を気孔間の相互連結性と機械的強度を増加させて生体内の高圧力下でも破裂を防止する役割をする。

従って、本発明の製造方法により製造された二重膜構造のチューブ型多孔性スキャフォールドは、生分解性及び生体適合性組織工学用の人工血管として非常に有用に用いられる。

本発明の製造方法により製造された二重膜構造の多孔性スキャフォールドは、既存の多孔性スキャフォールドとは異なり、気孔間の相互連結性に優れて効果的に細胞の注入と増殖を誘導することができ、３次元的生体組織再生時に非常に有利に用いられ、特に、生体外の培養を経ていない血管移植時にも優れた機械的強度と内膜の微細な気孔構造により初期の破裂と血液の漏れを効果的に防止し得るため、生分解性及び生体適合性組織工学用の人工血管として有用に用いられる。

以下、本発明を下記実施例により、さらに詳しく説明する。ただし、下記実施例は、本発明を例示するためのものであり、本発明の範囲がこれらのみに限定されるものではない。

＜実施例１＞二重膜構造のチューブ型多孔性スキャフォールドの製造

分子量が４５０，０００ＤａであるＰＬＣＬ（単量体の組成５：５）をクロロホルム溶液に７．０％（ｗ／ｖ）の濃度で溶解させた。直径が２０ミクロン以下である塩のみを篩（seive）で分離した後、ＰＬＣＬに対する塩の混合比を１：１、２：１及び９：１にして前記ＰＬＣＬ溶液に混合した。直径が６．５mmである円筒状シャフトをＰＬＣＬ／塩混合液に１０cm程度の深さまで漬し、２５℃で１５分間含浸させて円筒状シャフトの表面に微細気孔を有する多孔性コーティング層の内膜を形成した。

多孔性コーティング層の内膜が形成された円筒状シャフトをメタノールが入っている凝固槽に漬して３００rpmの速度で回転させた。前記と同一の分子量のＰＬＣＬをクロロホルム溶液に７．５％（ｗ／ｖ）の濃度で溶解させ、ゲル紡糸装置の注射器にこの溶液を注入した後、シリンジポンプを用いて前記凝固槽内に落下紡糸した。この時、紡糸された生分解性高分子ゲルは、非溶媒の凝固槽内で相−分離によりゲル状態の高分子繊維として形成される。このゲル状態の高分子繊維を容器内で回転している円筒状シャフトの多孔性コーティング層の内膜を巻くようにして外膜を形成させ、この時、内膜を巻く高分子繊維ゲルに残存する溶媒で多孔性コーティング層の内膜と高分子繊維層の外膜間の接着を誘導することにより、二重膜構造の多孔性スキャフォールドを成形した。この円筒状シャフトを真空乾燥機で乾燥させた後、円筒状シャフトを分離して二重膜構造のチューブ型多孔性スキャフォールドを得た。

図１は前記方法により人工血管用二重膜構造のチューブ型多孔性生分解性スキャフォールドを製造する工程図を示したものであり、図２は本発明により非溶媒の凝固槽内に生分解性高分子ゲルを紡糸するためのゲル紡糸装置の模式図を示したものである。

前記過程により製造された多孔性スキャフォールドは、多孔性コーティング層の内膜と高分子繊維層の外膜が互いに接着されて形成された二重膜構造のチューブ形態であり、前記内膜と外膜は互いに異なる気孔を有する。具体的には、製造されたチューブ型多孔性スキャフォールドの内径は６．５mmであり、厚さは１．０mmであり、スキャフォールドの外膜を構成する個別繊維の直径は３０〜１００ミクロンであった。また、多孔性スキャフォールドの気孔（pore）の平均サイズは、多孔性コーティング層の内膜は１５ミクロンサイズの気孔を有し、高分子繊維層の外膜は５０〜１５０ミクロンサイズの気孔を有する。また、水銀注入気孔測定機で測定した内膜と外膜の気孔率（porosity）は６０％以上であり、復元力は本来の長さの４００％まで引っ張った時に９８％以上に維持された。

走査電子顕微鏡（Scanning electron microscope）で分析した結果、多孔性スキャフォールドの外部の表面（図３ａ）は繊維構造を示し、内部の表面（図３ｃ）は空隙がほぼない膜構造を示した。また、多孔性スキャフォールドの内部の断面（図３ｂ）を観察し、ゲル状態の高分子繊維層の外膜と多孔性コーティング層の内膜が適当に接着されており、外膜内の気孔間の相互連結性に非常に優れていることを確認した。

比較例１：単一膜構造の多孔性スキャフォールドの製造

ＰＬＣＬ／塩混合液で円筒状シャフトをコーティングする以外は実施例１と同様の方法で回転する円筒状シャフトに高粘度のＰＬＣＬ溶液をゲル紡糸させて単一膜の構造の多孔性スキャフォールドを製造した。製造された単一膜構造の多孔性スキャフォールドの内層と断面の走査顕微鏡写真を図４ａ及び４ｂに示した。

実験例１：破裂強度及び漏血如何の調査

実施例１で製造された二重膜構造の多孔性スキャフォールドの破裂強度及び漏血如何を調査するために、ヒトの血液を前記多孔性スキャフォールドが結合している管に一定量を満たし、空気圧を徐々に加えて圧力を１５００mmHgまで増加させながらスキャフォールドの変形が引き起こされ、血液の漏れが観察される圧力を測定し、その結果を下記表１に示した。この時、比較例１で製造された単一膜構造の多孔性スキャフォールドを比較群として用いた。

前記表１に示されている通り、比較例１で製造された多孔性コーティング層の内膜を含まない単一膜構造の多孔性スキャフォールドは３０mmHg以下の圧力でも血液が漏出する現象が観察され、このように漏血圧力が３０mmHg以下と示され、破裂圧力を測定することができなかった。反面、本発明の製造方法により実施例１で製造された多孔性コーティング層の内膜と高分子繊維層の外膜で構成された二重膜構造の多孔性スキャフォールドは、１２００mmHgの圧力下でもスキャフォールドの変形や漏血現象が観察されなかった。特に、ＰＬＣＬと塩の混合比が９：１である多孔性スキャフォールドでは圧力が１５００mmHg以上加えられても破裂現象が観察されなかった。

実験例２：細胞注入及び増殖効率の調査

前記実施例１で製造された二重膜構造の多孔性スキャフォールドに対する細胞の注入及び増殖効率を調査するために下記実験を行った。イヌの長骨から骨髄を採取し、ピコール（picoll）密度均配法により骨髄単核細胞を分離し、これを前記多孔性スキャフォールドＥ１×１０^５細胞／mm²の密度で播種した。前記多孔性スキャフォールドを再びイヌの腹部大動脈に移植し、二重膜の多孔性コーティング層の内膜に形成された微細気孔に細胞が効果的に注入されて増殖するかどうかを走査電子顕微鏡で観察した。この時、比較群として前記比較例１で製造された単一膜構造の多孔性スキャフォールドを用いた。

その結果、図５に示された通り、骨髄単核細胞が本発明による多孔性スキャフォールドの多孔性コーティング層の内膜に形成された気孔に効果的に注入されて増殖されたことを確認することができ、移植８週後までスキャフォールドの破裂や血液の漏れは観察されず、血栓形成もほとんど観察することができなかった。

本発明の製造方法により二重膜構造のチューブ型多孔性スキャフォールドを製造する工程図である。 本発明の製造方法で高分子／ポロゲンの混合液がコーティングされたシャフトに生分解性高分子ゲルを紡糸するためのゲル紡糸装置の模式図である。 本発明により実施例１で製造された二重膜構造の多孔性ポリ（Ｌ−乳酸−ｃｏ−カプロラクトン）（５：５）スキャフォールド（ＰＬＣＬ／塩、１／１）の外部の表面を走査電子顕微鏡で観察した写真である。 本発明により実施例１で製造された二重膜構造の多孔性ポリ（Ｌ−乳酸−ｃｏ−カプロラクトン）（５：５）スキャフォールド（ＰＬＣＬ／塩、１／１）の断面を走査電子顕微鏡で観察した写真である。 本発明により実施例１で製造された二重膜構造の多孔性ポリ（Ｌ−乳酸−ｃｏ−カプロラクトン）（５：５）スキャフォールド（ＰＬＣＬ／塩、１／１）の内部の表面を走査電子顕微鏡で観察した写真である。 従来技術により比較例１で製造された単一膜構造のポリ（Ｌ−乳酸−ｃｏ−カプロラクトン）（５：５）スキャフォールドの断面を走査電子顕微鏡で観察した写真である。 従来技術により比較例１で製造された単一膜構造のポリ（Ｌ−乳酸−ｃｏ−カプロラクトン）（５：５）スキャフォールドの内部の表面を走査電子顕微鏡で観察した写真である。 本発明により実施例１で製造された二重膜構造の多孔性ポリ（Ｌ−乳酸−ｃｏ−カプロラクトン）（５：５）スキャフォールド（ＰＬＣＬ／塩、９／１）に骨髄単核細胞を播種して培養した後、走査電子顕微鏡で観察した写真である。

Claims (15)

1. １）生分解性高分子を有機溶媒に溶解させ、ポロゲンを混合して高分子／ポロゲンの混合液を製造する段階と、
   ２）円筒状シャフトを前記高分子／ポロゲンの混合液でコーティングし、多孔性コーティング層の内膜を形成する段階と、
   ３）生分解性高分子を有機溶媒に溶解させ、生分解性高分子ゲルを製造する段階と、
   ４）段階２）で多孔性コーティング層の内膜が形成された円筒状シャフトを非溶媒の凝固槽に漬けて回転させながら、前記生分解性高分子ゲルを落下紡糸して形成されたゲル状態の繊維を前記シャフトの多孔性コーティング層の内膜を巻くようにして高分子繊維層の外膜を形成する段階と、
   ５）前記シャフトに形成された二重膜構造の多孔性スキャフォールドを分離し、これから有機溶媒及びポロゲンを除去する段階と、
   を備える、二重膜構造のチューブ型多孔性スキャフォールドの製造方法。
2. 段階１）において生分解性高分子がポリ（Ｌ−乳酸）、ポリ（Ｄ、Ｌ−乳酸）、ポリ（グリコール酸）、ポリ（カプロラクトン）、ポリ（ヒドロキシアルカノエート）、ポリジオキサノン、ポリトリメチレンカルボネート、これらの誘導体及び共重合体で構成された群より選択されることを特徴とする請求項１に記載の製造方法。
3. 段階１）において生分解性高分子が５，０００〜１，０００，０００ダルトンの範囲の分子量を有することを特徴とする請求項１に記載の製造方法。
4. 段階１）において生分解性高分子が有機溶媒に重量／体積比で１〜２０％の量で溶解することを特徴とする請求項１に記載の製造方法。
5. 段階１）において有機溶媒がクロロホルム、メチレンクロリド、酢酸、エチルアセテート、ジメチルカルボネート及びテトラヒドロフランで構成される群より選択されることを特徴とする請求項１に記載の製造方法。
6. 段階１）においてポロゲンが、塩、二炭酸ナトリウム、二炭酸アンモニウム、パラフィン及びポリエチレングリコールで構成される群より選択されることを特徴とする請求項１に記載の製造方法。
7. 段階１）においてポロゲンが生分解性高分子と重量比で９：１〜１：２の範囲で混合されることを特徴とする請求項１に記載の製造方法。
8. 段階２）においてコーティングが、押出成形法、含浸法、電気紡糸法、凍結乾燥法、相−分離法、粒子浸出法、ガス−形成法（gas-foaming）、炭化水素鋳型法（hydrocarbon templating）及び溶融鋳造法（melt molding）で構成される群より選択される方法により行われることを特徴とする請求項１に記載の製造方法。
9. 段階２）において多孔性コーティング層の内膜に形成された気孔が４０ミクロン以下のサイズを有することを特徴とする請求項１に記載の製造方法。
10. 段階３）において生分解性高分子ゲル内の生分解性高分子の濃度が４〜２０重量％であることを特徴とする請求項１に記載の製造方法。
11. 段階４）においてゲル状態の繊維が５０〜１５０ミクロンの直径を有し、高分子繊維層の外膜に形成された気孔が１０〜５００ミクロンのサイズを有することを特徴とする請求項１に記載の製造方法。
12. 段階４）において非溶媒が、メタノール、エタノール、ブタノール、ヘキサン、ヘプタン、及びシクロヘキサンで構成された群より選択されることを特徴とする請求項１に記載の製造方法。
13. 段階５）において有機溶媒及びポロゲンが減圧乾燥及び溶解させる方法により除去されることを特徴とする請求項１に記載の製造方法。
14. 請求項１の製造方法により製造された、多孔性コーティング層の内膜と高分子繊維層の外膜の二重膜構造を有する生分解性及び生体適合性の人工血管用チューブ型多孔性スキャフォールド。
15. 多孔性コーティング層の内膜が４０ミクロン以下のサイズの気孔を有し、高分子繊維層の外膜が１０〜５００ミクロンサイズの気孔を有することを特徴とする請求項１４に記載のチューブ型多孔性スキャフォールド。