JP5313142B2 - 生体器官用補綴材 - Google Patents

Description

本発明は、動脈圧にも充分に耐えて血液の漏出や血管の破裂を防止することができ、血管組織再生の足場となり、かつ、再手術等の必要もない生体器官用補綴材に関する。

左室低形成症候群は、左心室から大動脈弁、大動脈にかけての血管が未熟に形成されてしまった疾患であって、現在の小児心臓血管外科において一番死亡率が高く救命が難しい疾患である。また、大動脈弓縮窄症、離断症は、大動脈の途中が極端に狭窄したり、又は、大動脈の一部が離断してしまっている疾患である。これらの小児の先天性心疾患は、いずれも動脈の血管自体が欠損していることが特徴である。そこで現在では、大動脈と比較し重要性の低い他の動脈（例えば、左鎖骨下動脈等）を犠牲にし、血管に切れ目を入れて押し広げる方法（フラップ法）を用いたり、血管床面積の絶対的不足をパッチ材で補う術式が行われている。

このようなパッチ材として、例えば、自己心膜を用いることが行われていた。自己心膜は、血管への親和性が高く、しかも拒絶等の問題も生じないという特徴がある。しかしながら、自己心膜は、その性質上使用可能な量が限られており、事実上、初回の手術でしか使用できないという問題があった。そこで、人工材料からなる生体器官用補綴材が検討されている。

人工材料からなる生体器官用補綴材としては、例えば、特許文献１にはポリエステル繊維等の生体非吸収性の多孔質の外層及び内層、並びに、シリコーンゴム等の生体非吸収性の中間層からなる環状の血管補綴材が記載されている。また、特許文献２には、シリコーンゴム等からなる多孔質の内層とポリエステル繊維等からなる外層とが積層された血管補綴材が記載されている。また、ポリエチレンやフッ素樹脂等からなる、いわゆる人工血管を生体器官用補綴材として利用することも試みられている。

しかしながら、特に小児にこれらの非吸収性材料からなる生体器官用補綴材を用いた場合、小児の成長に対して生体器官用補綴材を充てた部分の血管が充分に成長できなかったり、癒着したり石灰化したりしてしまう可能性が非常に高く、再置換のための再手術が必要になるという大きな問題点があった。
国際公開第９９／１２４９６号パンフレット 特開平１１−９９１６３号公報

本発明は、上記現状に鑑み、動脈圧にも充分に耐えて血液の漏出や血管の破裂を防止することができ、血液の血管組織再生の足場となり、かつ、再手術等の必要もない生体器官用補綴材を提供することを目的とする。

本発明は、生体吸収性材料からなるフィルム層と、生体吸収性材料からなる多孔質層との積層体からなる生体器官用補綴材である。
以下に本発明を詳述する。

本発明者らは、鋭意検討の結果、生体吸収性材料からなるフィルム層と生体吸収性材料からなる多孔質層との積層体は、生体器官用補綴材として用いた場合にでも動脈圧にも充分に耐えて血液の漏出や血管の破裂を防止できると同時に、血管再生の足場となって極めて短期間に患者の血管が再生されること、更に、一定期間後には分解、吸収されることにより石灰化することがなく再手術により取り替える必要もないことを見出し、本発明を完成するに至った。

本発明の生体器官用補綴材は、フィルム層と多孔質層との積層体からなる。
上記フィルム層は、本発明の生体器官用補綴材に動脈圧にも充分に耐え得る強度を付与し、漏血を防ぐ役割を果たすものである。上記フィルム層は、更に、空気漏れの防止、播種した細胞が漏れの防止、一定期間一方向からの組織の進入防止（癒着防止効果）等の役割も果たす。
上記多孔質層は、不織布、スポンジ、又は、これらの複合体から構成され、細胞を播種したり、周りの血管から細胞が侵入したりすることにより血管再生の足場としての役割を果たすものである。

上記フィルム層を構成する生体吸収性材料としては特に限定されず、例えば、ポリグリコリド、ポリラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）、ポリカプロラクトン、グリコリド−ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）共重合体、グリコリド−ε−カプロラクトン共重合体、ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体、ポリ（ｐ−ジオキサノン）、グリコリド−ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体等の合成吸収性高分子や、ゼラチン、コラーゲン又はフィブリン等の天然高分子が挙げられる。これらは単独で用いられてもよく、２種以上が併用されてもよい。なかでも、高い強度と柔軟性、及び、適度な分解挙動を示すことから、ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体、グリコリド−ε−カプロラクトン共重合体及びグリコリド−ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体からなる群より選択される少なくとも１種が好適である。

上記フィルム層がラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体等からなる場合、ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体等におけるラクチドの含有量の好ましい下限は４０モル％、好ましい上限は８０モル％である。ラクチドの含有量が４０モル％未満であると、動脈圧に耐えるのに必要な強度が得られないことがあり、８０モル％を超えると、血管に密着するのに必要な柔軟性が不充分となることがある。ラクチドの含有量のより好ましい下限は５０モル％、より好ましい上限は７５モル％である。

上記フィルム層がラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体等からなる場合、ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体の重量平均分子量の好ましい下限は１０万、好ましい上限は５０万である。上記ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体の重量平均分子量が１０万未満であると、動脈圧に耐えるのに必要な強度が得られないことがあり、５０万を超えると、溶媒への溶解性が減少したり、加工性が低減したりすることがある。上記ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体の重量平均分子量のより好ましい下限は１５万、より好ましい上限は４０万である。

上記フィルム層の厚さとしては特に限定されないが、好ましい下限は３０μｍ、好ましい上限は１ｍｍである。上記フィルム層の厚さが３０μｍ未満であると、動脈圧に充分に耐えられずに変形してしまったり破裂してしまったりすることがあり、１ｍｍを超えると、血管に充分に密着するように固定できないことがある。上記フィルム層の厚さのより好ましい下限は５０μｍ、より好ましい上限は８００μｍである。

上記多孔質層を構成する生体吸収性材料としては特に限定されず、例えば、ポリグリコリド、ポリラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）、グリコリド−ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）共重合体、グリコリド−ε−カプロラクトン共重合体、ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体、ポリ（ｐ−ジオキサノン）、グリコリド−ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体等の合成吸収性高分子が挙げられる。これらは単独で用いられてもよく、２種以上が併用されてもよい。なかでも、高い強度と柔軟性、及び、適度な分解挙動を示すことから、ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体、グリコリド−ε−カプロラクトン共重合体及びグリコリド−ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体からなる群より選択される少なくとも１種が好適である。

上記多孔質層がラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体等からなる場合、ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体等におけるラクチドの含有量の好ましい下限は４０モル％、好ましい上限は８０モル％である。ラクチドの含有量が４０モル％未満であると、強度が不充分となることがあり、８０モル％を超えると、血管に密着するのに必要な柔軟性が不充分となることがある。ラクチドの含有量のより好ましい下限は５０モル％、より好ましい上限は７５モル％である。

上記多孔質層がラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体等からなる場合、ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体等の重量平均分子量の好ましい下限は１０万、好ましい上限は７０万である。上記ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体等の重量平均分子量が１０万未満であると、動脈圧に耐えるのに必要な強度が得られないことがあり、７０万を超えると、溶媒への溶解性が減少したり、加工性が低減したりすることがある。上記ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体等の重量平均分子量のより好ましい下限は１５万、より好ましい上限は５０万である。

上記多孔質層としては、不織布、スポンジ、又は、これらの複合体等が挙げられる。なかでも、不織布が好適である。
上記多孔質層が不織布である場合、その目付としては特に限定されないが、好ましい下限は３５ｇ／ｍ^２、好ましい上限は３００ｇ／ｍ^２である。上記多孔質層の目付が３５ｇ／ｍ^２未満であると、細胞を播種したり細胞が侵入したりしても細胞密度が高くならず血管の再生が進みにくいことがあり、３００ｇ／ｍ^２を超えると、細胞の多孔質層内部までの侵入が困難となり血管の再生が妨げられることがある。上記多孔質層の目付のより好ましい下限は５０ｇ／ｍ^２、より好ましい上限は２５０ｇ／ｍ^２である。
上記多孔質層がスポンジ、又は、スポンジと不織布との複合体である場合においても、その孔径、密度は、上記不織布である場合と同様である。

上記多孔質層の厚さとしては特に限定されないが、好ましい下限は８０μｍ、好ましい上限は５ｍｍである。上記多孔質層の厚さが８０μｍ未満であると、血管再生の足場として充分に機能しないことがあり、５ｍｍを超えると、血管に充分に密着するように固定できないことがある。上記多孔質層の厚さのより好ましい下限は１００μｍ、より好ましい上限は４ｍｍである。

上記多孔質層が不織布の場合は、親水化処理が施されていてもよい。親水化処理を施すことにより、細胞懸濁液と接触させたときに速やかにこれを吸収することができ細胞をより効率よく均一に播種することができ、また、周りの血管から細胞がより侵入しやすくすることができる。
上記親水化処理としては特に限定されず、例えば、プラズマ処理、グロー放電処理、コロナ放電処理、オゾン処理、表面グラフト処理又は紫外線照射処理等が挙げられる。なかでも、不織布の外観を変化させることなく吸水率を飛躍的に向上できることからプラズマ処理が好適である。

上記不織布は、孔の大きさや密度を調整したり、細胞の接着性を向上させたりする目的で、上記生体吸収性材料やデンプン、アルギン酸、ヒアルロン酸、キチン、ペクチン酸及びその誘導体等の多糖類や、ゼラチン、コラーゲン、アルブミン、フィブリン等のタンパク質等の天然高分子からなるスポンジと一体化していてもよい。このように不織布にスポンジ層を一体化させ複合化した多孔質層を用いることにより、特に優れた細胞侵入性を実現することができる。

本発明の生体器官用補綴材は、２ｃｍ×１０ｃｍの試験片を用いてＪＩＳ Ｌ−１０９６の剛軟性Ａ法に規定されるカンチレバー試験法に準ずる方法にて測定された剛軟度が１０ｃｍ以下であることが好ましい。上記剛軟度が１０ｃｍを超えると、柔軟性が不充分となり血管と密着できないことがある。

本発明の生体器官用補綴材を製造する方法としては特に限定されないが、例えば、上記フィルム層と多孔質層とを別々に調製した後、得られたフィルムの表面の一部を有機溶媒で溶解した上に多孔質層を重ね、乾燥させることにより一体化させる方法等が挙げられる。
上記フィルム層の調製方法としては特に限定されず、例えば、上記生体吸収性材料を適当な溶媒に溶解した溶液を離型シート上にキャストした後、乾燥させる方法等が挙げられる。
上記多孔質層（不織布）の調製方法としては特に限定されず、例えば、溶融紡糸法等により上記生体吸収性材料の繊維を作製し、この繊維を編織して得た布を多数の針のついたニードルパンチ機に通して繊維を機械的に絡み合わせるニードルパンチ法や、溶融した上記生体吸収性材料を多数のノズルから同時に吹き出して細い繊維を作りながら、この繊維をあらゆる方向にクモの巣状に配置して均一な厚さのウェブを作製し、自然に又は機械的に糸同士を接着するメルトブロー法や、溶融した上記生体吸収性材料に高電圧をかけることでスプレーを引き起こして細い繊維を作りながら基板上に均一で、ナノ繊維径のウェブを作製し、自然に又は機械的に糸同士を接着するＥＳＤ法等が挙げられる。

本発明の生体器官用補綴材は、左室低形成症候群、大動脈弓縮窄症、離断症等の小児の先天性心疾患の治療において、狭窄部位の大動脈に切れ目を入れて押し広げると同時に、血管の面積の不足を補うパッチ材として特に有用である。また、閉塞性動脈硬化症、真性大動脈瘤（解離性大動脈瘤）、大動脈解離等の治療にも好適に用いることができる。
本発明の生体器官用補綴材では、移植後に周りの血管から細胞が這い出して上記多孔質層内に侵入する。また、循環血液中に存在する血管内皮前駆細胞等が上記多孔質層において接着し、遊走したり、分化したりすることも期待できる。上記多孔質層が血管再生の足場となることから、極めて早期に自己の血管を再生することができる。
本発明の生体器官用補綴材は、血管のみならず、膀胱（体液の漏出防止）、気管（空気漏れの防止）、腸管、軟骨等にも好適に用いることができる。

本発明の生体器官用補綴材は、上記多孔質層に薬物をしみ込ませて用いることができる。
上記薬物としては特に限定されないが、例えば、成長因子としてａＦＧＦ、ｂＦＧＦ、ＥＧＦ、ＶＥＧＦ、ＴＧＦ−β、ＨＧＦ等、抗血栓薬としてアスピリン等が挙げられる。抗凝固薬としてはヘパリン、ワルファリン等、血小板薬としてはシロスタゾール、アスピリン等、糖質コルチコイド薬（ステロイド薬）としてはプレドニゾロン、デキサメタゾン、コルチゾール等、非ステロイド性抗炎症薬（ＮＳＡＩＤ）としてはアスピリン、ジクロフェナク、インドメタシン、イブプロフェン、ナプロキセン等が挙げられる。

また、更に血管の再生を促進する目的で、移植前に内皮細胞、骨髄細胞、平滑筋細胞又は線維芽細胞を上記多孔質層にｉｎ ｖｉｔｒｏで播種し、播種後に培養することなくすぐに、又は、ｉｎ ｖｉｔｒｏで培養してから移植を行ってもよい。或いは、ｉｎ ｖｉｔｒｏで細胞を播種することなくすぐに用いてもよい。

本発明の生体器官用補綴材の多孔質層に細胞をｉｎ ｖｉｔｒｏで播種し、更にｉｎ ｖｉｔｒｏで培養する移植用生体器官用補綴材の製造方法もまた、本発明の１つである。
本発明の生体器官用補綴材の多孔質層に細胞をｉｎ ｖｉｔｒｏで播種し、更に培養することによって心血管系組織をｉｎ ｖｉｔｒｏで再生する心血管系組織再生法もまた、本発明の１つである。
本発明の生体器官用補綴材の多孔質層に内皮細胞、骨髄細胞、平滑筋細胞又は線維芽細胞をｉｎ ｖｉｔｒｏで播種し、更にｉｎ ｖｉｔｒｏで培養して得られる移植用生体器官用補綴材もまた、本発明の１つである。

本発明によれば、動脈圧にも充分に耐えて血液の漏出や血管の破裂を防止することができ、血液の血管組織再生の足場となり、かつ、再手術等の必要もない生体器官用補綴材を提供することができる。

以下に実施例を挙げて本発明の態様を更に詳しく説明するが、本発明はこれら実施例にのみ限定されるものではない。

（実施例１）
溶融紡糸法によりＬ−ラクチド−ε−カプロラクトン共重合体（モル比７５：２５、重量平均分子量３０万）の繊維を作製し、この繊維を編織して得た布を多数の針のついたニードルパンチ機に通して不織布を調製した。得られた不織布の厚さは約３ｍｍであった。
一方、Ｌ−ラクチド−ε−カプロラクトン共重合体（モル比５０：５０、重量平均分子量２０万）をジオキサンに溶解して４重量％ジオキサン溶液を調製した。得られた溶液をガラスシャーレに流し入れ、風乾及び熱処理することにより厚さ約１００μｍのフィルムを得た。
得られたフィルムの一方の面の表面にジオキサンを少量塗布することにより一部溶解させ、その上に得られた不織布を積層し、乾燥させてフィルムと不織布とを一体化させて生体器官用補綴材を得た。なお、得られた生体器官用補綴材の厚さは約３ｍｍであった。

（実施例２）
溶融紡糸法によりポリグリコリドの繊維（３５デニール）を作製し、この繊維を編織して得た布を多数の針のついたニードルパンチ機に通して不織布を調製した。得られた不織布の厚さは約７００μｍであった。
一方、Ｌ−ラクチド−ε−カプロラクトン共重合体（モル比５０：５０、重量平均分子量２０万）をジオキサンに溶解して４重量％ジオキサン溶液を調製した。
得られた不織布をガラス板に挟みその間に得られた溶液を流しいれた後、−４０℃で凍結した。その後、−４０℃〜４０℃で１２時間凍結乾燥、熱処理して、不織布にスポンジを一体化させたものを調製した。得られた不織布／スポンジの厚さは約１ｍｍであった。

Ｌ−ラクチド−ε−カプロラクトン共重合体（モル比５０：５０、重量平均分子量２０万）をジオキサンに溶解して４重量％ジオキサン溶液を調製した。得られた溶液をガラスシャーレに流し入れ、風乾及び熱処理することにより厚さ約１００μｍのフィルムを得た。
得られたフィルムの一方の面の表面にジオキサンを少量塗布することにより一部溶解させ、その上に得られた不織布／スポンジを積層し、乾燥させてフィルムと不織布／スポンジとを一体化させて生体器官用補綴材を得た。なお、得られた生体器官用補綴材の厚さは約１ｍｍであった。

（動物実験による評価）
イヌ（ビーグル、体重約１０ｋｇ）の下行大動脈の縦方向に３０ｍｍの切開を行った。ここに実施例１で作製した生体器官用補綴材（２０ｍｍ×３０ｍｍ）をあて、回りを直径６−０のプロリーンで縫合固定した。術後、生体器官用補綴材を充てた部分からの血液の漏出や血管の破裂は全く認められなかった。
術後１、３及び６ヵ月後に安楽死させ、生体器官用補綴材を充てた部分の血管を取り出した。生体器官用補綴材を充てた部分の血管を縦に開いた状態の写真を図１に示した。また、組織切片を作製し、縫合部付近のヘマトキシリン・エオシン（ＨＥ）染色、マッソントリクローム（ＭＳ）染色及びビクトリア・ブルー（ＶＢ）染色の顕微鏡写真を図２〜４に、αスムースマッスルアクチン（αＳＭＡ）染色の顕微鏡写真を図５に示した。

図１より、個体差はあるが、術後１ヶ月において生体器官用補綴材を充てた部分の血管内腔面はすでに内皮化されており、その概観は術後３ヶ月、６ヶ月で更に成熟し、より自己動脈壁に近い組織を形成した。
図２〜５において画像上側が血管内側である。術後１ヶ月から、血管内側を中心とする組織の増殖が認められているが、不織布の内部には細胞の侵入は少ない。術後３ヶ月になると血管内側の内膜組織が厚くなってきており、一方不織布の厚さは薄くなってきている。術後６ヶ月では、足場としての不織布は概ね分解され、吸収されているが、血管平滑筋細胞及び膠原線維を中心とする細胞外マトリックスは増殖し、より成熟した血管壁構造を形成していた。

（参考例）
イヌ（ビーグル、体重約１０ｋｇ）の下行大動脈部の大動脈に縦方向に３０ｍｍの切れ目を入れて押し広げた。この血管の面積の不足を補うために市販の人工血管（商品名Ｇｅｌｓｅａｌ、フッ素樹脂にゼラチンをコーティングしたもの）２０ｍｍ×３０ｍｍをあて、周りを縫合糸を用いて縫合することにより固定した。術式後、人工血管を充てた部分では血液の漏出や血管の破裂は認められなかった。
術後１２ヵ月後に安楽死させ、人工血管を充てた部分の血管を取り出した。人工血管を充てた部分の血管を縦に開いた状態の写真を図６に示した。
図６より、術後１２ヵ月にもかかわらず、ほとんど内皮化が進んでいないことが判った。

本発明によれば、動脈圧にも充分に耐えて血液の漏出や血管の破裂を防止することができ、血液の血管組織再生の足場となり、かつ、再手術等の必要もない生体器官用補綴材を提供することができる。

術後１、３、６ヵ月後の本発明の生体器官用補綴材を充てた部分の血管の状態を示す写真である。 術後１ヵ月後の本発明の生体器官用補綴材を充てた部分の血管のＨＥ染色、ＭＳ染色及びＶＢ染色の顕微鏡写真である（上段×５０、下段×１５０）。 術後３ヵ月後の本発明の生体器官用補綴材を充てた部分の血管のＨＥ染色、ＭＳ染色及びＶＢ染色の顕微鏡写真である（上段×５０、下段×１５０）。 術後６ヵ月後の本発明の生体器官用補綴材を充てた部分の血管のＨＥ染色、ＭＳ染色及びＶＢ染色の顕微鏡写真である（上段×５０、下段×１５０）。 術後１、３、６ヵ月後の本発明の生体器官用補綴材を充てた部分の血管のαＳＭＡ染色の顕微鏡写真である（×２００）。 術後１２ヵ月後の市販の人工血管を充てた部分の血管の状態を示す写真である。

Claims (8)

1. 生体吸収性材料からなるフィルム層と、生体吸収性材料からなる多孔質層との積層体からなる、動脈圧にも充分に耐えて血液の漏出や血管の破裂を防止することができ、血管組織再生の足場となり、かつ、再手術等の必要もない生体器官用補綴材であって、
   前記フィルム層は、ラクチドの含有量が４０〜８０モル％であるラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体からなり、
   前記多孔質層は、ラクチドの含有量が４０〜８０モル％であるラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体からなる不織布からなる
   ことを特徴とする生体器官用補綴材。
2. 生体吸収性材料からなるフィルム層と、生体吸収性材料からなる多孔質層との積層体からなる、動脈圧にも充分に耐えて血液の漏出や血管の破裂を防止することができ、血管組織再生の足場となり、かつ、再手術等の必要もない生体器官用補綴材であって、
   前記フィルム層は、ラクチドの含有量が４０〜８０モル％であるラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体からなり、
   前記多孔質層は、ラクチドの含有量が４０〜８０モル％であるラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体からなるスポンジと、ポリグリコリドからなる不織布との複合体からなる
   ことを特徴とする生体器官用補綴材。
3. フィルム層の厚みが３０μｍ〜１ｍｍの範囲にあることを特徴とする請求項１又は２記載の生体器官用補綴材。
4. 不織布層の目付けが３５〜３００ｇ／ｍ^２の範囲にあることを特徴とする請求項１又は２記載の生体器官用補綴材。
5. ２ｃｍ×１０ｃｍの試験片を用いてＪＩＳ Ｌ−１０９６の剛軟性Ａ法に規定されるカンチレバー試験法に準ずる方法にて測定された剛軟度が１０ｃｍ以下であることを特徴とする請求項１又は２記載の生体器官用補綴材。
6. 多孔質層に薬物がしみ込んでいることを特徴とする請求項１又は２記載の生体器官用補綴材。
7. 多孔質層に細胞がｉｎ ｖｉｔｒｏで播種されていることを特徴とする請求項１又は２記載の生体器官用補綴材。
8. 播種された細胞が骨髄細胞であることを特徴とする請求項７記載の生体器官用補綴材。