JP6140295B2 - 組織修復用繊維膜及びその製品と製造方法 - Google Patents

Description

本発明は組織修復用繊維膜及びその製造方法と応用、並びに組織修復用製品に関する。

組織や器官の修復は世界的な医学的難問である。現代の外科手術では、例えば、ヘルニア修復、女性骨盤底機能障害修復、脳硬膜／髄膜欠損修復、神経管欠損修復、血管修復、靭帯修復、骨欠損修復等の組織・器官の修復が必要となる場合が多い。人体組織の構造と機能の特殊性から、好適な組織修復用繊維膜には以下の性能が要求される。１．機械的応力に抵抗でき、健全な組織が完全に形成するまでに腹腔内の圧力に耐えられる一定の強度を有する。２．組織の再生を実現するように、細胞の付着、遊走及び成長に便利である。３．細菌の隠れ・繁殖を防止して、人工生合成材料の使用による感染を避ける。４．人体にインプラントした後優れた寸法安定性を保持でき、即ち、収縮と変形が発生しない。５．構造が安定し、解れることなく所望の形状に裁断しやすく、組織との縫合に便利である。６．手触りが柔らかく、成形しやすく、手術の実施可能性を高め、患者の不快感を軽減し、手術の効果を向上させる。７．生体適合性に優れ、組織の成長を誘導して、理想的な修復を達成する。

従来の組織修復用繊維膜には、下記の問題点が存在する場合が多い。
１）組織修復用繊維膜において、製織メッシュは現在最も広く使用されている製品であるが、このような製品は表面が粗く、材質が硬く、生体適合性が悪く、異物感と痛みを招きやすく、一般的な浸食と感染等の合併症を引き起こしてしまう。また、このような材料では、免疫拒絶反応が強く、外科合併症が多く存在している。内臓、器官と直接接触する場合、損傷を与えやすく、酷い癒着、深刻な異物・免疫反応を引き起こす可能性があり、二次手術で取り出す必要があり、患者に痛みを与え、ひいては命を脅かすこともある。
２）現在研究されているエレクトロスピニング膜では、細胞がその内部へ内殖しにくく又は内殖が遅いといった欠点がある。
このように、従来の製織、静電紡糸技術により形成される組織修復用繊維膜の性能は、満足のいくものではない。

本発明は上述の従来技術における課題に鑑みてなさるものである。本発明は、優れた機械的強度を有し、完全に修復するまでに十分な機械的支持を提供して、且つ細胞の付着と繁殖に有利であり、細胞分化を誘導し、組織同士の密着な縫合に寄与して、組織修復用製品の縮化に起因する感染及び臓器癒着等の発生を減少し、患者の快適さを高め、且つ迅速に修復して、患者の痛みを軽減する組織修復用繊維膜を提供することを目的とする。
一方、本発明は、更に、優れた柔軟度、良好な生体適合性を有し、強固な修復を形成するように組織の内殖に有利であり、更に抗感染、止血の特性を有し得る組織修復用インプラントシートを提供することを目的とする。
更に、本発明は、修復後の組織と周囲組織との癒着をも効果的に防止できる癒着防止組織修復膜を提供することを目的とする。

本発明は、直径が１０ｎｍ〜１００μｍの繊維糸で交絡してなり、多孔質構造を有し、嵩高が２００〜２０００ｃｍ³／ｇであることを特徴とする組織修復用繊維膜を提供することによって、上述の課題を解決する。
前記繊維膜の平均孔径が５０〜５００μｍ、厚みが０．１〜２ｍｍ、好ましくは０．２〜２ｍｍ、引張強度が１０〜３００Ｎ／ｃｍ、柔軟度が５０〜５００ｍＮであることが好ましい。
本発明は、更に、前記組織修復用繊維膜を含む女性骨盤底機能障害を治療するための組織修復用インプラントシート、前記組織修復用繊維膜を含む癒着防止組織修復膜を提供する。
また、本発明は、前記組織修復用繊維膜、組織修復用インプラントシート、及び癒着防止組織修復膜の製造方法、並びにその使用を提供する。

従来技術に比べて、本発明は下記の有利な効果を有する。
（１）本発明の組織修復用繊維膜は、大比表面積を有し、細胞の付着と繁殖に有利であり、且つ繊維の表面トポロジーも細胞分化の誘導に有利である。
（２）本発明の組織修復用繊維膜は多孔質嵩高構造を有し、一般的なエレクトロスピニング膜の構造よりも繊維芽細胞の迅速な内殖に有利であり、補強と固定の役割を果たし、迅速且つ好適な修復効果が達成される。
（３）本発明の組織修復用繊維膜は材質が軽くて柔軟であり、組織同士の密着な縫合に一層有利であり、患者の快適感を向上させる。
（４）本発明の組織修復用繊維膜は、修復用製品の縮化、感染及び臓器等の組織との癒着等の状況の発生を減少できる。
（５）本発明の組織修復用繊維膜は生細胞を含まないため、材料の供給が十分であり、コストが低く、自家材料、他家材料や動物由来材料の供給不足を回避し、貯蔵・輸送が簡便である。
（６）本発明の繊維膜の製造方法はプロセスが簡単で、製造時間が短く、加工過程における製品の汚染を効果的に防止でき、製品の品質が制御しやすく、製品の基準が実現しやすく、工業的に低コスト、高効率で製品を生産することを実現できる。

図１は実施例４で得た嵩高繊維膜の断面の走査電子顕微鏡写真である。 図２は実施例４のステップ（２）で得たエレクトロスピニング膜の断面の走査電子顕微鏡写真である。 図３は実施例４で得た嵩高繊維膜Ａと実施例４のステップ（２）で得たエレクトロスピニング膜Ｂの繊維との５０００×での走査電子顕微鏡写真の比較である。 図４は実施例４で得た嵩高繊維膜Ａと実施例４のステップ（２）で得たエレクトロスピニング膜Ｂの繊維との１００００×での走査電子顕微鏡写真の比較である。 図５は実施例８におけるＰＰ群の術後１ヶ月の修復効果写真である。 図６は実施例８におけるＰＶＤＦ１群の術後６ヶ月の修復効果写真である。 図７は実施例８におけるＰＶＤＦ２群の術後６ヶ月の修復効果写真である。 図８は実施例８におけるＰＶＤＦ２群の術後６ヶ月の修復効果写真である。 図９は実施例８におけるＰＣＵ群の術後６ヶ月の修復効果写真である。 図１０は実施例１０におけるＰＬＬＡ１群の術後３ヶ月の病理写真である。 図１１は実施例１０におけるＰＬＬＡ２群の術後３ヶ月の病理写真である。 図１２は実施例１０における動物由来群の術後３ヶ月の病理写真である。 図１３は実施例１０におけるＰＬＬＡ１群の術後３ヶ月の解剖写真である。 図１４は実施例１０におけるＰＬＬＡ２群の術後３ヶ月の解剖写真である。 図１５は実施例１０における動物由来群の術後３ヶ月の解剖写真である。 図１６は本発明のテンションフリー尿失禁スリングの一模式図である。 図１７は本発明のテンションフリー尿失禁スリングの別の模式図である。 図１８は本発明の前骨盤用の骨盤底パッチの模式図である。 図１９は本発明の後骨盤用の骨盤底パッチの模式図である。 図２０は実施例２１におけるIV群のＰＶＤＦ嵩高繊維層をミニブタ膀胱膣隙にインプラントしてから４週間後の解剖効果写真である。 図２１は実施例２１におけるＩ群のＰＰメッシュをミニブタ膀胱膣隙にインプラントしてから４週間後の効果写真である。 図２２は実施例１と実施例２５を組み合せて製造された癒着防止組織修復シート（１＃材料）の動物解剖写真である。 図２３は実施例２３と実施例２５を組み合せて製造された癒着防止組織修復シート（３＃材料）の動物解剖写真である。

本発明は、組織修復用繊維膜及びその製造方法に関する一方、該組織修復用繊維膜の、嵩高繊維層（Ａ）としての女性骨盤底機能障害を治療するための組織修復用インプラントシート、及び癒着防止組織修復膜への使用及びその製造方法に関する。

Ｉ．本発明の組織修復用繊維膜
本発明の組織修復用繊維膜は、直径が１０ｎｍ〜１００μｍの繊維糸で交絡してなり、多孔質構造を有し、嵩高が２００〜２０００ｃｍ³／ｇであり、前記繊維糸の直径は好ましくは５００ｎｍ〜５μｍである。本発明の組織修復用繊維膜の嵩高は、６００〜１６００ｃｍ³／ｇであることが好ましい。本発明の組織修復用繊維膜の柔軟度は、５０〜５００ｍＮ、好ましくは２００〜４５０ｍＮであることが好ましい。本発明の組織修復用繊維膜の平均孔径は、好ましくは５０〜５００μｍであり、厚みは０．１〜２．０ｍｍ、好ましくは０．１〜１．０ｍｍ、より好ましくは０．２〜１．０ｍｍであり、引張強度は、好ましくは２０〜８０Ｎ／ｃｍである。
本発明で言う嵩高とは、繊維膜の見掛け厚みと面密度の比の１０００倍であり、即ち、
嵩高Ｂ＝見掛け厚みＴ₀／面密度ω×１０³
であり、嵩高はｃｍ³／ｇ、見掛け厚みはｍｍ、面密度はｇ／ｍ²で示される。見掛け厚みＴ₀の測定方法は、ＦＡＳＴ−１圧縮性織物物性測定装置を用いてＧＢ ／Ｔ ７６８９．１−２００１方法に準じて測定し、繊維膜の２ｃＮ／ｃｍ²圧力での厚み（ｍｍ）と繊維膜の１００ ｃＮ／ｃｍ²圧力での厚み（ｍｍ）との差で示される。面密度ωの測定方式は、繊維膜の厚みを無視して、単位面積当たりの重量を測定する。
本発明で言う柔軟度とは、ＧＢ／Ｔ ８９４２−２００２における方法に準じて測定されるシートの曲げ強度及びシートと間隙とでの摩擦力の最大ベクトルの合計であり、ｍＮで示され、柔軟度の値が小さいほどシートが柔らかい。

本発明で言う繊維糸直径とは、走査電子顕微鏡の方法で測定されるものである。前記平均孔径は、ＡＳＴＭ Ｄ ６７６７−２００２を参照にして、キャピラリー・フロー・ポロメーターを用いてバブルポイント法により測定する。前記引張強度は、ＧＢ／Ｔ３９２３．１−１９９７「織物破断強度と破断伸びの測定」の方法により測定する。前記厚みは、圧縮性織物物性測定装置を用いてＧＢ ／Ｔ ７６８９．１−２００１方法に準じて測定する。

＜組織修復用繊維膜の製造方法＞
本発明の組織修復用繊維膜の製造方法としては、静電紡糸ステップを用いた方法を含む。
本発明の組織修復用繊維膜の一好ましい製造方法としては、静電紡糸技術と溶媒溶解法の組み合わせにより行うことができ、具体的には、
（１）溶解特性の異なる２種の繊維糸材料をそれぞれ、対応する溶媒に溶解させて、２種の均一な繊維糸材料溶液を得るステップと、
（２）ステップ（１）で得た２種の均一な繊維糸材料溶液をそれぞれ、異なるエレクトロスピニングシリンジに入れ、２種の繊維糸材料に対応する注射針を高圧電源板上で均一に配列して、静電紡糸を行って、溶解特性の異なる２種の繊維糸が交絡した繊維膜を得るステップと、
（３）繊維糸材料の溶解特性に応じて、適切な溶媒を選択してステップ（２）で製造された繊維膜における１種の繊維糸を溶解し、他種をそのまま保持して、前記組織修復用繊維膜を得るステップと、を含む。
上記ステップ（２）において、マイクロシリンジポンプの速度を、好ましくは０．１〜１５．０ｍｌ／時間、より好ましくは３〜６ｍｌ／時間に調整する。
上記ステップ（２）において、高圧発生器の電圧を、好ましくは５〜４５ｋＶ、より好ましくは２０〜３６ｋＶに調整する。
上記ステップ（２）において、収集装置の収集距離を、好ましくは５．０〜３０．０ｃｍ、より好ましくは１５．０〜２０．０ｃｍに調整する。
本発明において、前記溶解特性の異なる２種の繊維糸材料とは、２種の繊維糸材料のうちの１種だけはある溶媒に溶解できることを意味する。そのうちの１種の繊維糸材料は、ＰＣＵ（ポリカーボネートポリウレタン）又はＰＶＤＦ（ポリフッ化ビニリデン）であることが好ましい。そのうちの他種の繊維糸材料は、ＰＬＬＡ（Ｌ−ポリ乳酸）又はＰＬＧＡ（ポリ乳酸−グリコール酸共重合体）であることが好ましい。

本発明の組織修復用繊維膜の別の好ましい製造方法としては、
（１）繊維糸材料を溶媒に溶解させて、均一な繊維糸材料溶液を得るステップと、
（２）ステップ（１）で得た均一な繊維糸材料溶液を、エレクトロスピニングシリンジに入れ、静電紡糸を行って繊維を得、且つ繊維を膜状構造として収集して、繊維膜を得るステップと、
（３）ステップ（２）で製造された繊維膜を、溶媒において超音波により膨潤させた状態で、所定の温度下で予備冷凍し、その後真空凍結乾燥を行って、組織修復用繊維膜を得るステップと、を含む。
上記ステップ（２）において、マイクロシリンジポンプの速度を、好ましくは０．１〜１５．０ｍｌ／時間、より好ましくは３〜６ｍｌ／時間に調整する。
上記ステップ（２）において、高圧発生器の電圧を、好ましくは５〜４５ｋＶ、より好ましくは３０〜３６ｋＶに調整する。
上記ステップ（２）において、収集装置の収集距離を、好ましくは５．０〜３０．０ｃｍ、より好ましくは１５．０〜２０．０ｃｍに調整する。
上記ステップ（３）において、好ましくは、ステップ（２）で製造された繊維膜を濃度５０％〜９５％のエタノール水溶液で浸潤してから、超音波で膨潤させる。
上記ステップ（３）において、超音波で繊維膜を膨潤させるための溶媒は、注射用水であることが好ましい。
上記ステップ（３）において、好ましくは、ステップ（２）で製造された繊維膜を濃度５０％〜９５％のエタノール水溶液で浸潤した後、注射用水を入れた超音波装置に投入し、超音波で５〜１５分間膨潤させた後静置し、注射用水を取り替えて、更に超音波で膨潤させ、このように操作を、エタノールが全部注射用水により取り替えられるまで繰り返す。その後注射用水を用いて超音波で膨潤させた状態の繊維膜を、凍結乾燥室に入れて−５０℃で２〜５時間予備冷凍し、その後真空抽出して真空凍結乾燥を２０〜２６時間行って、前記組織修復用繊維膜を得る。

本発明の組織修復用繊維膜のさらに別の好ましい製造方法としては、
（１）繊維糸材料を溶媒に溶解させて、均一な繊維糸材料溶液を得るステップと、
（２）ステップ（１）で得た均一な繊維糸材料溶液を、エレクトロスピニングシリンジに入れ、静電紡糸を行って繊維を得、且つ繊維を収集して膜状構造にして、繊維膜を得るステップと、
（３）ステップ（２）で製造された繊維膜を、繊維膜の横軸又は縦軸のいずれの方向に沿って延伸し、延伸を止めた後繊維膜をこの延伸状態でセッティングする。その後繊維膜を上記延伸方向に直交する方向に沿って延伸し、延伸を止めた後繊維膜をこの延伸状態でセッティングして、組織修復用繊維膜を得るステップと、を含む。
上記ステップ（２）において、マイクロシリンジポンプの速度を、好ましくは０．１〜１５．０ｍｌ／時間、より好ましくは３〜６ｍｌ／時間に調整する。
上記ステップ（２）において、高圧発生器の電圧を、好ましくは５〜４５ｋＶ、より好ましくは３０〜３６ｋＶに調整する。
上記ステップ（２）において、収集装置の収集距離を、好ましくは５．０〜３０．０ｃｍ、より好ましくは１５．０〜２０．０ｃｍに調整する。
上記ステップ（３）において、幅方向と縦方向の延伸速度は、好ましくは、それぞれ独立して５０〜４００ｍｍ／ｍｉｎ、より好ましくは５０ｍｍ／ｍｉｎ〜２００ｍｍ／ｍｉｎである。
上記ステップ（３）において、幅方向と縦方向の延伸長さは、好ましくは、それぞれ独立して元の長さの１．５〜６．０倍である。
上記ステップ（３）において、好ましくは、上記ステップ（２）で製造された繊維膜の二辺を治具で挟持し、温度を材料の熱変形温度より０℃〜３０℃低い温度に設定して、５０〜４００ｍｍ／ｍｉｎの速度で等速延伸し、繊維膜を元の長さの１．５〜６．０倍に延伸した後延伸を止め、常温下で繊維膜をこの延伸状態で１ｈ〜４ｈセッティングした後、取り出して且つ繊維膜のほかの二辺を治具で挟持し、温度を材料の熱変形温度より０℃〜３０℃低い温度に設定して、前記延伸方向に直交する方向に沿って５０〜４００ｍｍ／ｍｉｎの速度で等速延伸し、繊維膜を元の長さの１．５〜６．０倍に延伸した後延伸を止め、常温下で繊維膜をこの延伸状態で１ｈ〜４ｈセッティングして、前記組織修復用繊維膜を得る。

本発明の組織修復用繊維膜に使用される繊維糸の材料は、分解性材料、非分解性材料又はそれらの組み合わせであってもよい。分解性材料は、合成分解性材料又は天然高分子材料であってもよい。非分解性材料としては、ポリフッ素系材料、ポリプロピレン系材料又はポリウレタン系材料であることが好ましい。

分解性材料としては、ポリ乳酸（ＰＬＡ）（特に、Ｌ−ポリ乳酸（ＰＬＬＡ））、ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリ乳酸−グリコール酸共重合体（ＰＬＧＡ）又は１，３−プロパンジオール重合体（ＰＤＯ）、コラーゲン、ゼラチン、フィブリン、シルクタンパク質、エラスチン擬態のペプチド重合体、キトサン、変性キトサンが好ましい。ポリフッ素系材料としては、ポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）又はポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）が好ましい。

ポリプロピレン系材料としては、シンジオタクチックポリプロピレンが好ましい。
ポリウレタン系材料としては、ポリウレタン（ＰＵ）、ポリカーボネートポリウレタン（ＰＣＵ）、ポリエーテルポリウレタン又はシラン変性ポリウレタン（ＳＰＵ）が好ましい。

ほかの使用できる材料としては、ポリエチレングリコール、ポリエチレンテレフタレート、ポリメタクリル酸メチル、ポリヒドロキシブチレートバレレート、ポリヒドロキシブチレートヘキサノエート、ポリホスフェート、ポリカルバミン酸無水物、ポリエステルアミド、ポリビニルアルコール、ポリ−ｐ−ジオキサノン、ポリカーボネート、海藻酸、コンドロイチン硫酸、ヘパリン、グルカン、アルギン酸等が挙げられる。

図１は本発明の実施例４において上記方法により得られた組織修復用繊維膜の断面の電子顕微鏡写真であり、図２は本発明の実施例４において上記方法によりステップ（２）後で得られたエレクトロスピニング膜である。図１と図２に示すように、本発明の組織修復用繊維膜は、一般的な静電紡糸により得られたエレクトロスピニング膜とはマイクロ繊維構造で異なり、且つ巨視的に嵩高、柔軟度等が異なり、嵩高と柔軟度が１３０ｃｍ³／ｇと８７０ｍＮから１１００ｃｍ³／ｇと４００ｍＮに変化した。このように、本発明の組織修復用繊維膜は、より優れた嵩高性と柔軟性を有する。

本発明の組織修復用繊維膜は更に編み層と複合することによって、組織修復用複合繊維膜が得られる。該組織修復用複合繊維膜は、嵌合、縫合、粘着、熱溶接、超音波溶接等の方法によって編み層と複合でき、更に、本発明の組織修復用繊維膜を基材として、編糸を編み込み又は織り込んで、繊維膜と編み層の一体化構造を形成してもよい。編み層は優れた機械的強度を有し、本発明の組織修復用繊維膜と組み合わせることで組織修復繊維膜の機械的性能を向上させることができ、特に機械的強度が高く要求される組織修復、例えば、ヘルニア修復、女性骨盤底脱出の回復、腱修復等に適用する。また、本発明の組織修復用繊維膜は細胞の迅速な内殖に有利であり、インプラントシートを固定する役割を果たし、その柔軟性と相まって、編み層の位置ズレ又は周囲組織との摩擦による損傷を減少又は回避でき、特に女性骨盤底機能障害の治療用に適する。

前記編み層材料は、合成高分子材料、例えば、ポリプロピレン、ポリフッ化ビニリデン、ポリテトラフルオロエチレン、ポリエステル、ポリ乳酸、ポリ乳酸−グリコール酸共重合体等である。好ましくはポリプロピレンの編み膜である。

＜組織修復用繊維膜の使用＞
本発明は、更に、前記組織修復用繊維膜の組織修復用製品の製造への使用を提供する。本発明で用いる用語「組織修復」とは、組織欠損及び／又は喪失後の再生的及び／又は完全な修理・回復を含むだけでなく、組織及び／又は器官が正常な解剖位置から外れた又は正常な生理構造（例えば弛み、脱出、ともに、又は位置ズレ等）から変わった後行う位置及び／又は機能的な回復をも含む。例えば、本発明の「組織修復」は、ヘルニア修復、女性骨盤底機能障害修復（例えば、子宮、腟、直腸、尿道、膀胱等の骨盤臓器の脱出、膨隆及び／又は骨盤筋肉組織の弛みの回復又は瘻修復を含む）、人工組織（例えば、人工的回旋腱板、脳硬（髄）膜、皮膚、心膜、血管、神経管、歯根膜、靭帯、アキレス腱、骨等）材料（例えば、シート、ステント等）を用いた組織修復（充填）又は構造回復等を含むが、それらに制限されない。好ましくは、本発明の組織修復用繊維膜は、ヘルニア修復パッチ、女性骨盤底機能障害修復システム（骨盤底修復パッチ又は尿失禁スリング又は瘻修復パッチを含む）、人工回旋腱板、脳硬（髄）膜修復パッチ、人工皮膚、心膜パッチ、人工血管、人工神経管、人工歯根膜、人工靭帯、人工アキレス腱、骨修復（充填）製品等の製造に用いられる。

本発明は、更に、前記組織修復用繊維膜で製造される組織修復用製品を提供する。
本発明の組織修復用製品は、ヘルニア修復パッチ、女性骨盤底機能障害修復システム（骨盤底修復パッチ又は尿失禁スリング又は瘻修復パッチを含む）、人工回旋腱板、脳硬（髄）膜修復パッチ、人工皮膚、心膜パッチ、人工血管、人工神経管、人工歯根膜、人工靭帯、人工アキレス腱、骨修復（充填）製品等が好ましい。

本発明は、更に、前記組織修復用繊維膜及び組織修復用製品の組織修復用としての使用を提供する。好ましくは、前記組織修復用繊維膜及び組織修復用製品の、ヘルニア修復、女性骨盤底機能障害治療（骨盤底修復、尿失禁治療又は瘻修復を含むがそれらに制限されていない）、回旋腱板修復、脳硬（髄）膜修復、皮膚組織修復、心膜修復、血管修復、神経管修復、歯根膜修復、靭帯修復、アキレス腱修復、骨修復（充填）への使用を提供する。

ＩＩ．本発明の組織修復用インプラントシート
本発明は、更に、直径が１０ｎｍ〜１００μｍの繊維糸で交絡してなり、多孔質構造を有し、嵩高が４００〜１５００ｃｍ³／ｇ、柔軟度が５０〜５００ｍＮである嵩高繊維層（Ａ）を含む女性骨盤底機能障害を治療するための組織修復用インプラントシートに関する。本発明のインプラントシートは単層又は多層膜であってもよく、インプラントシートが単層膜である場合は、嵩高繊維層（Ａ）のみを含む。

インプラントシートが多層膜である場合は、一層又は複数層の嵩高繊維層（Ａ）を含んでも良く、他の層の材料、構造、製造方法については特に制限がなく、従来技術において女性骨盤底機能障害の治療に用いられるいかなる材料、構造及び製造方法も使用できる。好ましくは、前記インプラントシートは、更に、繊維糸を配向配列させてなる多孔質三次元構造を有する層である配向繊維層（Ｂ）を含む。インプラントシートの層同士は、静電紡糸、超音波溶接又は縫合等の方法によって接合される。

本発明のインプラントシートの嵩高繊維層（Ａ）は、上記組織修復用繊維膜を使用してもよく、好ましく、直径が１０ｎｍ〜１００μｍの繊維糸で交絡してなり、多孔質構造を有し、嵩高が４００〜１５００ｃｍ³／ｇ、柔軟度が５０〜５００ｍＮであるものである。前記繊維糸の直径は好ましくは５００ｎｍ〜５μｍ、前記嵩高は好ましくは８００〜１３００ｃｍ³／ｇ、前記柔軟度は好ましくは２００〜４５０ｍＮである。更に、本発明の嵩高繊維層（Ａ）は、平均孔径が好ましくは５０〜５００μｍであり、厚みが０．１〜２．０ｍｍ、好ましくは０．１〜１．０ｍｍ、より好ましくは０．２〜１．０ｍｍであり、引張強度が好ましくは２０〜８０Ｎ／ｃｍである。
本発明のインプラントシートの嵩高繊維層（Ａ）の製造方法として、上記組織修復用繊維膜の製造方法を使用できる。

＜配向繊維層（Ｂ）＞
配向繊維層（Ｂ）は、直径が１０ｎｍ〜２０μｍの繊維糸を配向配列させてなる多孔質三次元構造を有する層である。規則的な繊維配向を有し、筋膜内の細胞外基質におけるコラーゲン線維の配列方向を擬似でき、細胞の成長を誘導可能であり、細胞及びその新たに分泌される細胞外基質に配向骨格を提供し、構造上からできるだけ生体自身の組織構造に近づけ、線維芽細胞と毛細血管の内殖や筋肉、筋膜の自己修復に非常に有利であり、長時間に亘って安定した修復効果を実現できる。これにより、好適な術後修復効果を達成し、再発率を低下させることができる。

本発明では、静電紡糸により配向繊維層（Ｂ）を製造することが好ましく、その操作条件としては、マイクロシリンジポンプの速度を０．１〜１５．０ｍＬ／時間、高圧発生器の電圧を５〜４５ｋＶ、収集装置の収集距離を５．０〜３０．０ｃｍ、エレクトロスピニング針の移動速度を１〜２０ｃｍ／秒、収集ローラの回転数を２０００〜６０００回転／分に調整する。

＜繊維材料＞
本発明のインプラントシートの材料としては、非分解性材料、分解性材料、又はそれらの組み合わせが挙げられる。前記非分解性材料としては、主に、例えば、ポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）等のポリフッ素系材料、例えば、ポリエチレン、ポリプロピレン等のポリオレフィン、例えば、ポリウレタン（ＰＵ）、ポリカーボネートポリウレタン（ＰＣＵ）、ポリエーテルポリウレタン、シラン変性ポリウレタン（ＳＰＵ）等のポリウレタン系材料が挙げられる。前記分解性材料としては、主に、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリ乳酸−グリコール酸共重合体（ＰＬＧＡ）、１，３−プロパンジオール重合体（ＰＤＯ）等の合成材料、及び、コラーゲン、ゼラチン、フィブリン、シルクタンパク質、エラスチン擬態のペプチド重合体等の天然高分子材料、キトサン、変性キトサンが挙げられる。嵩高繊維層（Ａ）、配向繊維層（Ｂ）及び他の層に使用される繊維材料は同じであってもよく異なっていてもよく、中でも、優れた組織適合性と耐久性を有し、機械的強度に優れるため、ポリフッ化ビニリデン材料で配向繊維層（Ｂ）を製造することが好ましい。ポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）、ポリカーボネートポリウレタン（ＰＣＵ）、ポリ乳酸（ＰＬＡ）により嵩高繊維層（Ａ）を製造することが好ましい。
ほかの使用できる材料としては、ポリエチレングリコール、ポリエチレンテレフタレート、ポリメタクリル酸メチル、ポリヒドロキシブチレートバレレート、ポリヒドロキシブチレートヘキサノエート、ポリホスフェート、ポリカルバミン酸無水物、ポリエステルアミド、ポリビニルアルコール、ポリ−ｐ−ジオキサノン、ポリカーボネート、海藻酸、コンドロイチン硫酸、ヘパリン、グルカン、アルギン酸等が挙げられる。

＜他の層＞
本発明のインプラントシートは、更に、嵩高繊維層（Ａ）と配向繊維層（Ｂ）以外の層を含んでも良く、一般的な静電紡糸技術により製造された非配向繊維層（Ｃ）、編みメッシュ層（Ｄ）又は記憶金属層（Ｅ）であってもよい。
本発明のインプラントシートは、更に、抗感染薬、止血薬及び／又はマイクロナノ粒子を含む層を含んでもよく、前記抗感染薬、止血薬及び／又はマイクロナノ粒子は、嵩高繊維層（Ａ）、配向繊維層（Ｂ）、非配向繊維層（Ｃ）に位置してもよく、上記各層以外の他の層に位置してもよく、インプラントシートの表面に付着してもよい。
前記抗感染薬としては、アンピシリン系、スピラマイシン系、スルホンアミド系、キノロン系、及び／又はセファロスポリン系抗生物質が挙げられる。前記止血薬としては、６−アミノカプロン酸、ｐ-アミノメチル安息香酸、トラネキサム酸、サンシチニンジン、及び／又は雲南白薬が挙げられる。前記マイクロナノ粒子としては、ＳｉＯ₂、ＴｉＯ₂、ＺｎＯ、Ａｇ、Ｎｉ、第四級アンモニウム塩、キトサン、アルギン酸カルシウム、ポリビニルアルコール、及び／又は天然高分子のナノ粒子が挙げられる。

＜後処理＞
本発明のインプラントシートは更に後処理により変性されてもよく、例えば、開孔処理、昇温処理及び浸漬処理の１種又は２種以上の方法により処理されてもよい。前記繊維膜は、また、金属糸又は重合体繊維により縫製処理されてもよい。
前記開孔処理では、打抜き開孔、レーザー開孔、局所プレス溶融開孔等の方法を用いて繊維膜の上下面を貫通する貫通孔を形成できる。中でも、レーザー開孔が好ましく、パラメータを調整・最適化することによって、レーザーで裁断して孔を形成した後、孔の縁部の一部は高温により瞬間的に溶融されて、緻密な構造となり、孔の縁部の溶融部分の幅が約０．０２〜０．０５ｍｍである。該溶融部分は、孔の大きさを保ち、製品全体の機械的性能を維持する役割を果たすことができる。静電紡糸によりインプラントパッチを製造する場合、金属、絶縁交差格子収集板を用いて、収集板にパターン化した静電反発配線を有させることによって開孔することができる。

長期にわたる骨盤底修復の系統化研究により、インプラントシートの孔径は治療効果にとって非常に重要であることが明らかになった。しかしながら、従来の静電紡糸プロセスにより製造されるステントは空隙率が高いが、孔径が小さい。また、一般的な孔形成方法では、エレクトロスピニングステントの機械的性能に大きな悪影響を及ぼす。本発明は異なる処理プロセスを研究・比較し、大量のインビトロ、インビボ生物学的実験を行い、繰り返す最適化をするによって、機械的強度に優れ、より柔軟で治療効果が好適なシート材料が適切な孔径サイズと孔分布を有することを見出した。例えば、一定サイズの孔を交差させて配列する又はサイズの異なる孔を組み合せる方法によって、組織の内殖に一層有利であり、物質の内外交換を向上させると共に、組織や細胞成長時に代謝産物を迅速に排出することにも有利である。同時に、孔は組織の成長により大きいスペースを提供し、毛細血管の透過に一層有利となる。

機械的強度を保つために、大孔と小孔を組み合せた方法によって製造してもよい。具体的には、０．５〜１ｃｍの間隔を開けて直径０．８〜１．６ｍｍの大孔を打ち抜き、四つの大孔の間に均一に直径が０．４〜０．６ｍｍの小孔を２〜４個打ち抜く。これにより、修復パッチの機械的強度を保ちながら孔数を増やすことができ、組織が迅速に貫通して成長することに一層有利となる。

＜インプラント型医療機器＞
本発明の女性骨盤底機能障害を治療するためのインプラント型医療機器は、本発明のインプラントシートを含む。具体的には、前記インプラント型医療機器は、テンションフリー尿失禁スリング又は骨盤底修復パッチであってもよい。

前記テンションフリー尿失禁スリング（以下、単にスリングという）は、本発明のインプラントシートにより製造される本体部と、手術器具での牽引及び／又は固定のための端部とを含む。

例示として、本発明のスリングは、図１６〜１７に示すような外観を備えてもよい。スリングは本体部１と端部２とを含み、スリングを人体にインプラントした後、本体部１は腟前壁と尿道間層に接触し、本体部１は閉鎖筋膜に嵌入され閉鎖筋膜をテンション状態にすることによって尿道に上向きの支持力を印加し、端部２は手術器具の牽引及び／又は固定のためのものである。スリングは幅が好ましくは５ｍｍ〜３０ｍｍ、厚みが好ましくは０．１ｍｍ〜２ｍｍである。スリングの本体部は直線（図１６に示す）又は波形（図１７に示す）の外輪郭３を有し、前記波形の凹凸幅の差は１ｍｍ〜５ｍｍであることが好ましい。一実施形態において、端部に本体部と同じ又はそれに近い波形の外輪郭を有させても良い。スリングを骨盤閉鎖膜により強固に固定するために、波形の外輪郭を有するスリングを使用することが好ましい。組織が孔の間から内殖することに有利であり、メッシュを更に固着する役割を果たすために、スリングの本体部１にスリング本体部の上下面を貫通する直径０．１ｍｍ〜３ｍｍの貫通孔４を有することが好ましい。より好ましくは、前記貫通孔４の直径が１．２ｍｍ〜３ｍｍである。

前記骨盤底パッチは、本発明のインプラントシートにより製造された、骨盤臓器（例えば、膀胱、子宮、直腸、腟及び小腸等）の脱出、膨隆を修復するための中央本体部を備える。前記骨盤底パッチに使用されるインプラントシートは、配向繊維層（Ｂ）を含むことが好ましい。例示として、本発明の骨盤底パッチは図１８（前骨盤用）と図１９（後骨盤用）に示されるような形状であってもよく、前記骨盤底パッチは、脱出した骨盤臓器を吊り上げるための、中央部塊状部６とその外周に位置するアーム状構造７を含み、前記アーム状構造７の末端はアーム状構造の牽引部８であり、好ましくは、パッチの中央部塊状部６と外周のアーム状構造７に上下面を貫通する貫通孔５を有する。前記中央部塊状部６修復される骨盤臓器の形状によって調整し、アーム状構造７の形状と数量も具体的に修復される臓器に応じて調整することができる。

本発明のインプラントシートにより製造されるインプラント型医療機器は、女性骨盤底機能障害の治療に利用できる。本発明のテンションフリー尿失禁スリングは、女性尿失禁の治療に利用でき、骨盤底パッチは、骨盤臓器の脱出、膨隆の修復に利用できる。

ＩＩＩ．本発明の癒着防止組織修復膜
本発明の癒着防止組織修復膜は、一方側の表面層が、直径１０ｎｍ〜１００μｍの繊維糸で交絡してなり、多孔質構造を有し、嵩高が２００〜２０００ｃｍ³／ｇ、柔軟度が５０〜５００ｍＮである嵩高繊維層（Ａ’）であり、他方側の表面層が癒着防止層（Ｂ’）である。

本発明の癒着防止組織修復膜は少なくとも上述の二層構造を有するが、嵩高繊維層（Ａ’）と癒着防止層（Ｂ’）の間に任意に中間層を有しても良い。中間層の材料、構造、製造方法等は特に制限がなく、従来技術において組織修復に用いられるいかなる材料、構造及び製造方法も使用できる。

＜嵩高繊維層（Ａ’）＞
本発明の癒着防止組織修復膜の嵩高繊維層（Ａ’）は本発明の上記組織修復用繊維膜を使用し、それと同じ方法により製造できる。
本発明の癒着防止組織修復膜の嵩高繊維層（Ａ’）は直径が１０ｎｍ〜１００μｍの繊維糸で交絡してなり、多孔質構造を有し、嵩高が２００〜２０００ｃｍ³／ｇであり、好ましくは、柔軟度が５０〜５００ｍＮである。前記繊維糸は、直径が好ましくは５００ｎｍ〜５μｍであり、前記嵩高が好ましくは４００〜１５００ｃｍ³／ｇ、より好ましくは８００〜１３００ｃｍ³／ｇであり、前記柔軟度が好ましくは２００〜４５０ｍＮである。更に、本発明の嵩高繊維層（Ａ’）は、平均孔径が好ましくは５０〜５００μｍであり、厚みが０．１〜２．０ｍｍ、好ましくは０．１〜１．０ｍｍ、より好ましくは０．２〜１．０ｍｍであり、引張強度が好ましくは２０〜８０Ｎ／ｃｍである。

＜繊維材料＞
本発明の嵩高繊維層（Ａ’）の中間層の繊維材料としては、非分解性材料、分解性材料、又はそれらの組み合わせが挙げられる。前記非分解性材料としては、主に、例えば、ポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）等のポリフッ素系材料、例えば、ポリエチレン、ポリプロピレン等のポリオレフィン、例えば、ポリウレタン（ＰＵ）、ポリカーボネートポリウレタン（ＰＣＵ）、ポリエーテルポリウレタン、シラン変性ポリウレタン（ＳＰＵ）等のポリウレタン系材料が挙げられる。前記分解性材料としては、主に、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリ乳酸−グリコール酸共重合体（ＰＬＧＡ）、１，３−プロパンジオール重合体（ＰＤＯ）等の合成材料、及びコラーゲン、ゼラチン、フィブリン、シルクタンパク質、エラスチン擬態のペプチド重合体等の天然高分子材料、キトサン、変性キトサンが挙げられる。嵩高繊維層（Ａ’）、繊維層（Ｄ）及び他の層に使用される繊維材料は同じであってもよく異なっていてもよく、中でも、ポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）、ポリカーボネートポリウレタン（ＰＣＵ）、ポリ乳酸（ＰＬＡ）で嵩高繊維層（Ａ’）を製造することが好ましい。

ほかの使用できる材料としては、ポリエチレングリコール、ポリエチレンテレフタレート、ポリメタクリル酸メチル、ポリヒドロキシブチレートバレレート、ポリヒドロキシブチレートヘキサノエート、ポリホスフェート、ポリカルバミン酸無水物、ポリエステルアミド、ポリビニルアルコール、ポリ−ｐ−ジオキサノン、ポリカーボネート、海藻酸、コンドロイチン硫酸、ヘパリン、グルカン、アルギン酸等が挙げられる。

＜癒着防止層（Ｂ’）＞
本発明の癒着防止層（Ｂ’）は、スプレー又は超音波溶接の方法によって他の層と接合される。本発明の癒着防止組織修復膜が二層膜である場合は、癒着防止層（Ｂ）はスプレーの方法によって嵩高繊維層（Ａ’）と一体に複合されることが好ましい。スプレーの方法によって、癒着防止層（Ｂ’）が嵩高繊維層（Ａ’）の内部に染み込んで、嵩高繊維層（Ａ’）と密着に接合させることができる。

スプレーにより得られる癒着防止層は、一定の微細孔を有し、栄養物質の供給を保証するとともに癒着防止の効果を果たすことができる。スプレー過程では、油圧により溶液が吐出され、ノズルで霧化して微小な液滴を形成し、該液滴が嵩高繊維層（Ａ’）に接触した後表層繊維に沁み込んで、液滴同士が一体に接合して、繊維により形成される一部の孔を塞ぐ。そして、液滴のサイズ及び液滴の間隔を制御することによって、液滴で形成される微細孔を制御できる。該方法で得られる微細孔の直径範囲は０．０５〜３μｍである。スプレーの方法によって、得られる癒着防止層（Ｂ’）が一定の柔軟性と追従性を備え、嵩高繊維層（Ａ’）に力が印加された場合にそれに応じて変形して、力が印加された場合に両者が密着に接合することを保証できる。

前記癒着防止層（Ｂ’）のスプレー液としては、キトサン及び／又はカルボキシメチルキトサン溶液により製造されるものが好ましい。前記キトサン及び／又はカルボキシメチルキトサンの分子量は３０〜１００万が好ましく、５０〜８０万がより好ましく、その分解時間は約１〜３ヶ月である。前記キトサン及び／又はカルボキシメチルキトサン溶液の溶媒としては、酢酸水溶液、塩酸、希硫酸、希硝酸、精製水等が挙げられる。前記溶媒としては、酢酸水溶液が好ましく、その中の酢酸の含有量は１質量％〜３６質量％、好ましくは３質量％〜１５質量％である。酢酸水溶液における前記キトサン及び／又はカルボキシメチルキトサンの濃度は、１〜１５（質量／体積）％、好ましくは３〜８％である。
本発明において、前記癒着防止層（Ｂ’）のスプレー液に使用されるスプレー装置は、密封し且つ加圧によって入れた液体を圧迫してスプレー装置のノズルから噴射できるものであれば、特に制限されない。

本発明は、
（１）キトサン及び／又はカルボキシメチルキトサンを溶液に溶解して、癒着防止層のスプレー液とするステップと、
（２）癒着防止層のスプレー液を油圧装置に接続されたスプレー装置に入れ、スプレーのパラメータ範囲として、スプレー流量を０．００５ｍｌ／ｍｉｎ〜０．１ｍｌ／ｍｉｎ、走査間距を１０ｍｍ〜３０ｍｍ、走査速度を１ｍｍ／ｓ〜５０ｍｍ／ｓに設定し、癒着防止層のスプレー液を嵩高繊維層（Ａ’）、編み層（Ｃ）、繊維層（Ｄ）又はほかの中間層の一層の表面にスプレーするステップと、
（３）ステップ（２）で得たサンプルを水溶液に浸漬して、残存した溶媒を除去した後送風乾燥室に入れて、乾燥温度を３５℃〜６０℃に設定して、２日間乾燥処理する、浸漬・乾燥の後処理ステップと、
を含むスプレー方法が好ましい。
上記スプレーと後処理を行った後は、必要に応じて裁断、梱包、ＥＯ滅菌等のステップを行うことができる。

＜中間層＞
本発明の癒着防止組織修復膜は、嵩高繊維層（Ａ’）と癒着防止層（Ｂ’）の間に、編み層（Ｃ’）、繊維層（Ｄ’）、又はほかの組織修復膜に使用できる層、例えば、薬物層等である中間層を含んでも良い。
本発明の癒着防止組織修復膜は、三層、四層又はそれ以上の多層構造であってもよい。第一表面層は特定の嵩高構造を有し、組織の修復・再生を迅速に促進できる繊維膜である嵩高繊維層（Ａ’）である。該繊維膜は、直径１０ｎｍ〜１００μｍの繊維糸で交絡してなり、多孔質構造を有し、嵩高が２００〜２０００ｃｍ³／ｇである。中間層は、編み層（Ｃ’）、繊維層（Ｄ’）、又は編み層（Ｃ’）と繊維層（Ｄ’）の組み合わせであってもよい。前記編み層（Ｃ’）は、編みメッシュであり、パッチ全体の強度の補強に用いられる。前記繊維層（Ｄ’）は、静電紡糸により得られる繊維層であってもよいが、第一層と構造が同じ嵩高構造の繊維層であることが好ましい。他方側の表面層は、癒着防止機能を有する材料の癒着防止層（Ｂ’）である。嵩高構造を有する繊維層と編みメッシュ層は、超音波スポット溶接、縫合等の方法によって接合でき、癒着防止層と中間層は、スプレー又は超音波溶接等の方法によって接合できるが、スプレーによって接合することが好ましい。

本発明の編み層（Ｃ’）は、編みメッシュ（メッシュ材料は、ポリプロピレン（ＰＰ）、ＰＶＤＦ、ＰＴＦＥ、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）等であってもよい）を、特定の濃度を有する高分子溶液に完全に浸漬することが好ましく、該高分子材料は、嵩高繊維層（Ａ）の繊維材料と同じであることが好ましい。一定時間浸漬した後編みメッシュを取り出し加熱乾燥して、編みメッシュの繊維糸をすべて一層の薄い重合体材料で被覆する。

上記多層構造の癒着防止組織修復膜は、腹壁ヘルニア、瘢痕ヘルニアの修復に用いることが好ましい。上述のようなデザインを用いた理由は、主に以下のとおり。１）腹壁ヘルニア、瘢痕ヘルニアの修復は、機械的強度への要求が高く、一般的な単なるエレクトロスピニング膜ではその要求を満足できないため、機械的強度を確保するために編みメッシュを増設した。２）単なる編みメッシュでヘルニアの修復を行うと、修復し成長した組織が編みメッシュとうまく結合できないので、編みメッシュを固定できず、侵食、縮化が発生しやすいため、編みメッシュの両面ともに特定の嵩高構造を有する繊維膜を一層追加することによって、組織を良好に修復し且つ組織で編みメッシュを被覆して、編みメッシュが侵食、縮化しないようにする。３）腹壁ヘルニア、瘢痕ヘルニアの修復において、新生組織が腹内臓器と癒着して、腸閉塞、腸管壊死等を引き起こすことを防止するために、腹膜内での修復では、パッチに癒着防止機能が要求され、そのため、該パッチには癒着防止のための第四層材料が設計されている。

本発明の四層構造の癒着防止組織修復膜は、下記の方法によって製造できる。
（１）前記嵩高繊維層（Ａ’）の製造方法に準じて、特定の厚みで特定の嵩高構造を有する繊維膜を２枚製造する。
（２）機械的強度への要求を満足する編みメッシュ（メッシュ材料は、ＰＰ、ＰＶＤＦ、ＰＴＦＥ、ＰＥＴ等であってもよい）１枚を、その高分子材料がステップ（１）の繊維膜材料と同じである、特定の濃度を有する高分子溶液に完全に浸漬し、一定時間浸漬した後編みメッシュを取り出し加熱乾燥して、編みメッシュの繊維糸をすべて一層の薄い重合体材料で被覆する。
（３）ステップ（２）で得られた重合体により被覆された編みメッシュを、ステップ（１）の２枚の繊維膜の間に置き、その後それらを共に超音波溶接機に配置し、一定の超音波出力及び圧力下で、２枚の繊維膜を編みメッシュの両面に溶接する。
（４）前記スプレー技術によって癒着防止材料をステップ（３）で製造された膜の一面にスプレーする。

＜組織修復用繊維膜の製造：実施例１〜６＞
実施例１
（１）ポリカーボネートポリウレタン（ＰＣＵ）を、溶液中のＰＣＵの濃度が１２ｇ／１００ｍＬになるように、混合比率（体積比）１：１のＮ，Ｎ−ジメチルホルムアミドとテトラヒドロフランの混合溶媒に溶解させて、均一な繊維糸材料溶液を得た。
ＰＬＬＡを、溶液中のＰＬＬＡの濃度が５ｇ／１００ｍＬになるように、ヘキサフルオロイソプロパノール（ＨＦＩＰ）溶液に溶解させて、均一な繊維糸材料溶液を得た。
（２）上記の２種の均一な繊維糸材料溶液を、別々で、２つのエレクトロスピニングシリンジのそれぞれに入れ、２種の材料に対応する注射針を高圧電源板上で均一に配列して、マイクロシリンジポンプの速度を６ｍｌ／時間、高圧発生器の電圧を２２ｋＶ、収集装置の収集距離を２０ｃｍに調整し、２種の材料の同時静電紡糸によって溶解特性の異なる２種の繊維糸材料が交絡した繊維膜を製造し、厚みが０．５ｍｍになった時点で静電紡糸を停止した。
（３）取り出された膜を、ヘキサフルオロイソプロパノールの溶媒に入れて超音波により６時間溶解、膨潤させて、ＰＣＵ材料が変化することなく、ＰＬＬＡ材料を完全に溶解し、溶媒から未溶解の材料を取り出して、組織修復用繊維膜を得た。
実施例１で得た組織修復用繊維膜は、平均繊維径が２μｍ、膜厚が０．５ｍｍ、平均孔径が３５０μｍ、引張強度が２５Ｎ／ｃｍ、嵩高が９７０ｃｍ³／ｇ、柔軟度が２５０ｍＮであった。

実施例２
（１）ポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）を、溶液中のＰＶＤＦの濃度が１８ｇ／１００ｍＬになるように、体積比４：６のＮ，Ｎ−ジメチルホルムアミド／アセトンの混合溶媒に溶解させた。溶液中のＰＬＬＡの濃度が５ｇ／１００ｍＬとなるように、Ｌ−ポリ乳酸（ＰＬＬＡ）をヘキサフルオロイソプロパノール（ＨＦＩＰ）溶液に溶解させて、均一な繊維糸材料溶液を得た。
（２）上記の２種の均一な繊維糸材料溶液を、別々で、２つのエレクトロスピニングシリンジのそれぞれに入れ、マイクロシリンジポンプの速度を５ｍｌ／時間に調整した以外は、実施例１のステップ（２）と同様に静電紡糸を行った。
（３）取り出された膜を、ヘキサフルオロイソプロパノール溶媒に入れて超音波により６時間溶解、膨潤させて、その中のＰＬＬＡ材料を完全に溶解して、組織修復用繊維膜を製造した。
前記組織修復用繊維膜は、平均繊維径が３μｍ、膜厚が０．５ｍｍ、平均孔径が４５０μｍ、引張強度が３５Ｎ／ｃｍ、嵩高が１６４０ｃｍ³／ｇ、柔軟度が４００ｍＮであった。

実施例３
（１）ＰＶＤＦ材料を、溶液中のＰＶＤＦの濃度が１８ｇ／１００ｍＬになるように、体積比４：６のＮ，Ｎ−ジメチルホルムアミド／アセトンの混合溶媒に溶解させて、均一な繊維糸材料溶液を調製した。
（２）ステップ（１）で得た繊維糸材料溶液を、エレクトロスピニングシリンジに入れ、マイクロシリンジポンプの速度を６ｍｌ／時間、高圧発生器の電圧を３０ｋＶ、収集装置の収集距離を２０ｃｍに調整し、静電紡糸を行って繊維を得、且つ繊維を膜状構造として収集し、膜層の厚みが約０．５ｍｍになった時点で静電紡糸を停止して、繊維膜を得た。
ここで得た繊維膜は、平均繊維径が２μｍ、膜厚が０．５ｍｍ、平均孔径が１９０μｍ、引張強度が４３Ｎ／ｃｍ、嵩高が１７０ｃｍ³／ｇ、柔軟度が９３０ｍＮであった。
（３）ステップ（２）で製造された繊維膜を、濃度が９５体積％のエタノール溶液に完全に浸潤した後、エタノール溶液で浸潤した繊維膜を取り出して、注射用水を入れた超音波容器に入れ、繊維膜を注射用水に完全に浸漬し、超音波を発生させ、出力９０Ｗで１０分間超音波処理し、５〜１０分間静置後、超音波容器内の注射用水を取り替え、再度超音波を発生させ、出力９０Ｗで１０分間超音波処理する作業を、溶液中のエタノールが全部置換されるまで７〜８回繰り返した。その後注射用水で超音波により膨潤させた繊維膜を取り出して、−５０℃の凍結乾燥室に入れて４時間予備冷凍し、再度真空凍結乾燥を行い、予備冷凍した繊維膜を２４時間真空凍結乾燥して、組織修復用繊維膜を得た。
前記組織修復用繊維膜は、平均繊維径が２μｍ、膜厚が０．６ｍｍ、平均孔径が４００μｍ、引張強度が４８Ｎ／ｃｍ、嵩高が１５３０ｃｍ³／ｇ、柔軟度が４２０ｍＮであった。

実施例４
（１）Ｌ−ポリ乳酸（ＰＬＬＡ）材料を、溶液中のＰＬＬＡの濃度が６ｇ／１００ｍＬになるように、ヘキサフルオロイソプロパノール溶媒に溶解させて、均一な繊維糸材料溶液を調製した。
（２）ステップ（１）で調製された繊維糸材料溶液を、エレクトロスピニングシリンジに入れ、高圧発生器の電圧を２０ｋＶ、収集装置の収集距離を１５ｃｍに調整した以外は、実施例３のステップ（２）と同様に静電紡糸を行って、繊維膜を得た。
ここで得た繊維膜は、平均繊維径が２μｍ、膜厚が０．５ｍｍ、平均孔径が１１５μｍ、引張強度が３３Ｎ／ｃｍ、嵩高が１３０ｃｍ³／ｇ、柔軟度が８７０ｍＮであった。
（３）その後、繊維膜の二辺を治具で挟持し、温度が６０℃の条件で１００ｍｍ／ｍｉｎの速度で等速延伸し、繊維膜を元の長さの３倍に延伸した後延伸を止め、常温下で繊維膜をこの延伸状態で４ｈセッティングした後、繊維膜を取り出して且つ繊維膜のほかの二辺を治具で挟持し、温度が６０℃の条件で、前記延伸方向に直交する方向に沿って１００ｍｍ／ｍｉｎの速度で等速延伸し、繊維膜を元の長さの３倍に延伸した後延伸を止め、常温下で繊維膜をその延伸状態で４ｈセッティングして、組織修復用繊維膜を得た。
前記組織修復用繊維膜は、平均繊維径が２μｍ、膜厚が０．６ｍｍ、平均孔径が４５０μｍ、引張強度が５０Ｎ／ｃｍ、嵩高が１１００ｃｍ³／ｇ、柔軟度が４００ｍＮであった。

実施例５
（１）ＰＶＤＦ材料を、溶液中のＰＶＤＦの濃度が１８ｇ／１００ｍＬになるように、体積比４：６のＮ，Ｎ−ジメチルホルムアミド／アセトンの混合溶媒に溶解させて、均一な繊維糸材料溶液を調製した。
（２）ステップ（１）で得た繊維糸材料溶液を、エレクトロスピニングシリンジに入れ、実施例３のステップ（２）と同様に静電紡糸を行って、繊維膜を得た。
ここで得た繊維膜は、平均繊維径が２μｍ、膜厚が０．５ｍｍ、平均孔径が１９０μｍ、引張強度が４３Ｎ／ｃｍ、嵩高が１７０ｃｍ³／ｇ、柔軟度が９３０ｍＮであった。
（３）温度を９５℃とし、元の長さの２．５倍に延伸した以外は、実施例４のステップ（３）と同様に延伸して、組織修復用繊維膜を得た。
前記組織修復用繊維膜は、平均繊維径が２μｍ、膜厚が０．６ｍｍ、平均孔径が４００μｍ、引張強度が６５Ｎ／ｃｍ、嵩高が１３００ｃｍ³／ｇ、柔軟度が４５０ｍＮであった。

実施例６
（１）ＰＣＵ材料を、溶液中のＰＣＵの濃度が１２ｇ／１００ｍＬになるように、体積比１：１のＮ，Ｎ−ジメチルホルムアミド／テトラヒドロフランの混合溶媒に溶解させて、均一な繊維糸材料溶液を調製した。
（２）ステップ（１）で得た繊維糸材料溶液を、エレクトロスピニングシリンジに入れ、マイクロシリンジポンプの速度を５ｍｌ／時間、高圧発生器の電圧を３６ｋＶ、収集装置の収集距離を２５ｃｍに調整し、静電紡糸を行って繊維を得、且つ繊維を膜状構造として収集し、膜層の厚みが約０．５ｍｍになるまでスピニングした後静電紡糸を停止して、繊維膜を得た。
ここで得た繊維膜は、平均繊維径が２μｍ、膜厚が０．５ｍｍ、平均孔径が１６０μｍ、引張強度が５２Ｎ／ｃｍ、嵩高が１１０ｃｍ³／ｇ、柔軟度が５１０ｍＮであった。
（３）温度を８０℃とし、元の長さの２．０倍に延伸し、６ｈセッティングした以外は、実施例４のステップ（３）と同様に延伸して、組織修復用繊維膜を得た。
前記組織修復用繊維膜は、平均繊維径が２μｍ、膜厚が０．５ｍｍ、平均孔径が２６０μｍ、引張強度が６０Ｎ／ｃｍ、嵩高が２３０ｃｍ³／ｇ、柔軟度が４７０ｍＮであった。

実施例７
実施例１、２、３、４、５、６で製造された嵩高繊維膜をそれぞれ、編みポリプロピレン（ＰＰ）（３ＤＭＡＸ^TM Ｍｅｓｈ 中山大学第二付属病院からのサンプル）シートに積層し、次いで周波数２００００Ｈｚの超音波（福坦機械設備有限公司製、型番ＪＴ−２００−Ｓ）を用いて、１０ｃｍ置きに超音波スポット溶接の方法によって上述の各層を接合して、組織修復用繊維膜とＰＰ編み膜との複合シートがそれぞれ得られた。

＜組織修復用繊維膜の動物実験：実施例８〜１２＞
実施例８ 繊維膜のヘルニア修復への使用
実施例１、実施例５で製造された組織修復用繊維膜、実施例５のステップ（２）で製造された繊維膜及び臨床上使用されるポリプロピレンメッシュ（３ＤＭＡＸ^TM Ｍｅｓｈ 中山大学第二付属医院からのサンプル）を、３．５ｃｍ×６ｃｍに裁断して、洗浄し、滅菌して、それぞれＰＣＵヘルニア修復パッチ（実施例１の繊維膜により製造）、ＰＶＤＦ１ヘルニア修復パッチ（実施例５の繊維膜により製造）、ＰＶＤＦ２ヘルニア修復パッチ（実施例５のステップ（２）で得た繊維膜により製造）及びＰＰヘルニア修復パッチ（ポリプロピレンメッシュにより製造）を得た。
上記ヘルニア修復パッチについて、ニュージーランドウサギでの実験を行った。体重２．５〜２．８ｋｇ、生後６〜１２ヶ月齢のニュージーランドウサギを、合計６０羽用いた。実験ウサギをランダムで、それぞれＰＣＵ群、ＰＶＤＦ１群、ＰＶＤＦ２群及びＰＰ群の４群に分けて、各群の実験動物を１５匹（羽）とした。実験動物に麻酔をかけ、剃毛し、仰臥位で木の板に固定した。消毒してシーツを敷いた後、腹部の真ん中で、４＃外科用メスでウサギの腹部の白線に沿って皮膚を約８ｃｍ切開し、筋肉を露出させて、大きさ２ｃｍ×５ｃｍの腹壁全層（腹膜、筋肉、筋膜組織を含む）を切除した。ＰＣＵ群、ＰＶＤＦ１群、ＰＶＤＦ２群、ＰＰ群は、それぞれ、ＰＣＵヘルニア修復パッチ、ＰＶＤＦ１ヘルニア修復パッチ、ＰＶＤＦ２ヘルニア修復パッチ及びＰＰヘルニア修復パッチを用い、０＃糸でパッチと周辺の筋肉を断続的に縫合した。４＃糸で皮膚を断続的に縫合した。

術後では動物を通常観察・飼育した。観察期間内でＰＣＵ群、ＰＶＤＦ１群及びＰＶＤＦ２群の動物はすべて正常に食物と水を摂取し、切開部分が良好に癒合し、感染及び腹部ヘルニアの発生が見られない。ＰＰ群の５匹の動物は、術後５〜７日目に切開部分に隆起が見られ、３匹の動物は術後７〜１０日目で死亡した。解剖したところ、パッチと内臓がひどく癒着していたことが分かった。残りの動物は全部サンプル採取まで生存した。
術後１ヶ月で、ＰＣＵ群、ＰＶＤＦ１群、ＰＶＤＦ２群のそれぞれの５匹の動物を解剖し、ＰＰ群の４匹の動物を解剖した。手術部位を手で触ったところ、ＰＣＵ群とＰＶＤＦ１群は手術部位の手触りが柔らかった。ＰＶＤＦ２群は手触りがＰＶＤＦ１よりやや硬かった。パッチのエッジから２ｃｍ以上で筋肉層を切開して、目視で観察したところ、ＰＣＵ群、ＰＶＤＦ１群及びＰＶＤＦ２群のパッチはいずれも内臓と癒着せず、毛細血管がパッチのエッジから中へ内殖して、新生組織がほぼパッチ全体を覆っていた。顕微鏡で観察した結果、ＰＣＵ群、ＰＶＤＦ１群、ＰＶＤＦ２群では、パッチの周囲に大量の線維芽細胞及びコラーゲン線維の増殖、少数のリンパ球の浸潤（≦２５個／ＨＰＦ）、多くの毛細血管の増殖（５〜１０本／ＨＰＦ）が見られた。また、顕微鏡で観察したところ、ＰＣＵ群、ＰＶＤＦ１群の毛細血管はＰＶＤＦ２群よりも多く、且つそれらの差は統計的に有意であった（Ｐ＜０．０５）。上述のことから、ＰＣＵ群パッチ、ＰＶＤＦ１群パッチ、ＰＶＤＦ２群パッチは良好な組織適合性を有することが分かった。中でも、ＰＣＵ群パッチとＰＶＤＦ１群パッチの高い嵩高は、組織の内殖に一層有利である。

ＰＰ群では、手術部位を手で触ったところ、ほかの３群より硬く、異物の存在をはっきりと感じた。皮膚を切開すると、一層の新生組織が薄くパッチ表面を被覆していることが見られるが、パッチと剥離しやすい。パッチのエッジから２ｃｍで筋肉層を切開くして、目視で観察したところ、ＰＰ群パッチが内臓とひどく癒着し、且つ分離しにくい（図５）。顕微鏡で観察した結果、ＰＰ群パッチの内部に空洞が多く存在し、空洞の周囲に少量の線維芽細胞及びコラーゲンが形成され、少量の毛細血管の増殖（≦２本／ＨＰＦ）、大量の異物巨細胞及びリンパ球の浸潤が見られた。上述のことから、ＰＰ群パッチの組織適合性が悪く、細胞の付着に不利であり、拒絶・免疫炎症反応が顕著であることが分かった。
術後３ヶ月で、ＰＰ群の動物４匹、ほかの各群については５匹を解剖した。パッチ及びそのエッジから２ｃｍ以内の組織を切り取った。ＰＣＵ群、ＰＶＤＦ１群の手術部位の手触りが柔らかく、自家組織に近い。パッチと皮膚との間の境界が明確で分離しやすく、パッチと内臓器官は全く癒着せず、大量の新生組織がパッチ内部へ内殖していた。顕微鏡で観察した結果、パッチのエッジは、コラーゲン線維及び繊維芽細胞と密着に結合していた。パッチ内部には、大量のコラーゲン線維とともに少量の毛細血管（３〜５本／ＨＰＦ）が見られた。ＰＶＤＦ２群材料による手術部位の手触りが比較的柔らかく、パッチと皮膚との間の境界が明確で分離しやすく、パッチと内臓器官は全く癒着せず、パッチを切断したところ、内部には新生組織が少なかった。顕微鏡で観察した結果、パッチは表面にのみ多くのコラーゲン線維が見られ、パッチ内部に新生組織が見られなかったため、新生組織のＰＶＤＦ２シート内部への内殖が遅いことが分かった。

ＰＰ群では、手術部位を手で触ったところ、比較的硬く、異物の存在をはっきりと感じた。ＰＰ群パッチの表面に一層の薄い新生組織があり、皮膚との境界が不明確で分離しにくく、パッチは内臓に近く、内臓とひどく癒着し、剥離しにくく、腸管が腫脹していた。顕微鏡で観察した結果、パッチの周囲には少量の線維芽細胞及びコラーゲンが形成され、それとともに少量の毛細血管の増殖（≦２本／ＨＰＦ）、大量の異物巨細胞及びリンパ球の浸潤が見られた。上述のことから、拒絶・免疫炎症反応が顕著であることが分かった。

術後６ヶ月で、ＰＰ群の動物４匹、ほかの各群については５匹を解剖した。修復箇所のパッチ及びそのエッジから２ｃｍ以内の組織を切り取った。ＰＶＤＦ１群とＰＣＵ群は手術部位の手触りが柔らかく、図６と図９に示すように、パッチは新生組織と一体化して、新生組織とパッチを区別しにくく、また、新生組織と皮膚との間の境界が明確で分離しやすく、新生組織と内臓器官は全く癒着していなかった。顕微鏡で観察した結果、パッチをインプラントした部位の周辺は、コラーゲン線維及び繊維芽細胞と密着に結合し、内部には大量のコラーゲン線維が見られた。ＰＶＤＦ２群は手術部位の手触りが比較的柔らかく、図７と図８に示すように、まだパッチと新生組織を区別でき、新生組織と皮膚との間の境界が明確で分離しやすく、パッチと内臓器官は全く癒着していなかった。顕微鏡で観察した結果、パッチの表面に多くのコラーゲン線維が見られ、パッチを切断したところ、内部には新生組織がまだ少なかった。

ＰＰ群では、手術部位を手で触ったところ、比較的硬く、異物の存在をはっきりと感じた。ＰＰ群は皮膚との境界が不明確で分離できず、また、内臓器官とひどく癒着していた。顕微鏡で観察した結果、パッチの周辺にのみ少量の線維芽細胞及びコラーゲンが形成され、表面に少量の毛細血管の増殖（≦５本／ＨＰＦ）、大量の異物巨細胞及びリンパ球の浸潤が見られ、異物反応・免疫拒絶がひどかった。上述のことから、ＰＰ群パッチは細胞の付着と内殖に不利であり、組織適合性と修復効果が悪いことが分かった。

実施例９ 繊維膜の骨盤底修復への使用
実施例３で製造された繊維膜から製造した骨盤底修復パッチ（ＰＶＤＦ３パッチ）、実施例３のステップ２で製造された繊維膜から製造した骨盤底修復パッチ（ＰＶＤＦ４パッチ）、実施例６で製造された繊維膜から製造した骨盤底修復パッチ（ＰＣＵ１パッチ）及びポリプロピレン材料から製造した骨盤底修復パッチ（ＰＰパッチ、強生Ｐｒｏｌｉｆｔ^TM、広州華僑医院より提供）を用いてミニブタ実験を行った。パッチをすべて２ｃｍ×２ｃｍの大きさに裁断した。２０〜２５ｋｇで、性成熟した雌性ミニブタを８頭選択して、１群当たり２頭として、ＰＶＤＦ３群、ＰＶＤＦ４群、ＰＣＵ１群及びＰＰ群の合計４群に分けた。実験ミニブタに全身麻酔をかけ、下腹部の腹壁を介して進入し、膀胱、子宮及び腟上段を露出させた。パッチをそれぞれ膀胱膣隙に入れて、糸で固定した。ＰＶＤＦ３群、ＰＶＤＦ４群、ＰＣＵ１群及び対照群としてのＰＰ群は、それぞれ、ＰＶＤＦ３パッチ、ＰＶＤＦ４パッチ、ＰＣＵ１パッチ及びＰＰパッチを用いた。術後は動物を通常飼育及び観察をした。実験動物はすべて観察期間内で状況が良好で、切開部分がうまく癒合し、インプラントの排斥、露出等の発生はなかった。術後の食物と水の摂取が正常で、全部サンプル採取まで生存した。

術後４週間で、骨盤底修復パッチを含む膀胱膣隙組織のサンプルを切り取った。手術部位を手で触ったところ、ＰＶＤＦ３群、ＰＶＤＦ４群、ＰＣＵ１群及びＰＰ群のうち、ＰＰ材料は最も硬く、ＰＶＤＦ４群の材料はその次に硬く、ＰＣＵ１群の材料は柔らかく、ＰＶＤＦ３群の材料は最も柔軟で靭性を有し、ＰＶＤＦ３群、ＰＶＤＦ４群、ＰＣＵ１群のパッチ表面は一層の新生上皮に被覆され、パッチと新生組織を剥離しにくく、目視で新生の毛細血管を確認できた一方、ＰＰ群のパッチ表面も一層の新生組織に被覆されているが、パッチと新生組織を剥離しやすかった。病理解析の結果、ＰＶＤＦ３群パッチの内部と表面のいずれにも線維芽細胞及びコラーゲン線維が大量に増殖し、パッチの内部には多くの毛細血管（５〜１０本／ＨＰＦ）があったことから、新生組織は既にシートの内部に内殖し、且つ内殖速度が速いことが分かった。ＰＣＵ１群、ＰＶＤＦ４群は表面に多くの線維芽細胞とコラーゲン線維があり、パッチの内部には少量の線維芽細胞及びコラーゲン線維の増殖、少量の毛細血管の増殖（３〜５本／ＨＰＦ）が見られたことから、新生組織がシート内部に内殖するが内殖速度が遅いことが分かった。ＰＶＤＦ４群の内部には少数のリンパ球の浸潤が見られ、微弱な免疫・炎症反応が発生した。ＰＰ群パッチの周辺には多くの線維芽細胞及びコラーゲン、少量の毛細血管（２〜３本／ＨＰＦ）、少量の異物巨細胞（≦３個／ＨＰＦ）があったことから、新生組織はシートと一体化して成長できず、修復が遅く、また、異物拒絶反応が発生したことが分かった。

術後１２週間で、骨盤底修復インプラントを含む腟及び膀胱のサンプルを切り取った。手で触ったところ、ＰＶＤＦ３群、ＰＶＤＦ４群、ＰＣＵ１群及びＰＰ群のうち、ＰＰ材料は最も硬く、ＰＶＤＦ４材料はそれの次に硬く、修復部位と周囲組織では、柔軟性に明らかな差があった。ＰＣＵ１材料は手触りが柔らかく、ＰＶＤＦ３は最も柔軟で靭性を有した。ＰＶＤＦ３群パッチは表面と内部のいずれにも大量の線維芽細胞とコラーゲンが見られ、且つパッチと成長した組織は一体化して、区別も剥離もできなかった。顕微鏡で観察した結果、パッチをインプラントした部位の周辺は、コラーゲン線維及び繊維芽細胞と密着に結合し、新生組織とシート材料を区別できず、内部には大量のコラーゲン線維が見られたことから、新生組織は既にシートと完全に一体化して成長し、再生修復が実現されたことがわかった。ＰＣＵ１群パッチは新生組織と剥離しにくく、目視で観察したところ、新生組織は材料内部に内殖し、材料と新生組織を区別しにくかった。顕微鏡で観察した結果、表面に大量の線維芽細胞及び少量の毛細血管（３〜５本／ＨＰＦ）が成長し、内部には少量の毛細血管（２〜３本／ＨＰＦ）が見られた。ＰＶＤＦ４群パッチは新生組織と剥離でき、表面に多くの線維芽細胞及び少量の毛細血管（３〜５本／ＨＰＦ）が成長し、内部には少量の毛細血管（≦２本／ＨＰＦ）が見られた。ＰＰ群パッチも表面に多くの線維芽細胞及び比較的少量の毛細血管の成長（２〜３本／ＨＰＦ）が見られたが、パッチと成長した組織を剥離しやすいことから、新生組織はシートと一体化して成長できず、修復効果が悪いことが分かった。

上述のことから、インプラントしたパッチの嵩高は細胞と組織が迅速にインプラントしたパッチの表面に付着して材料内部に成長することに重要な役割を果たし、且つパッチの高い嵩高と柔軟性は新生組織と材料が一体化して形成することに一層有利であり、また、嵩高が小さいと、新生組織がシート内部に内殖する速度が遅いことが分かった。

実施例１０ 繊維膜の脳硬膜修復への使用
実施例４で製造された組織修復用繊維膜、実施例４のステップ（２）で製造された繊維膜を４ｃｍ×６ｃｍに裁断して、洗浄し、滅菌して、それぞれＰＬＬＡ１脳硬膜修復パッチ（実施例４の繊維膜により製造）、ＰＬＬＡ２脳硬膜修復パッチ（実施例４のステップ（２）で得た繊維膜により製造）として製造し、対照群としては、臨床上使用されている商品化した動物由来脳硬膜修パッチ（脳膜健、中山大学第三付属医院からのサンプル）を使用した。
雌雄を問わず、体重が１０〜１５ｋｇの健康なイヌを６匹選択して、観察期間を２〜３ヶ月とした。実験されるイヌに全身麻酔をかけ、両側前頭開頭し、人為的に両側の脳硬膜欠損及び脳組織損傷を形成した後、ＰＬＬＡ１脳硬膜修復パッチ及びＰＬＬＡ２脳硬膜修復パッチを用いて同実験イヌの脳の左右両側にそれぞれ脳硬膜修復術を実施し、並行して３匹のイヌに対して実験を行った。ＰＬＬＡ２脳硬膜修復パッチ及び対照群の動物由来脳膜修パッチを用いて同実験イヌの脳の左右両側にそれぞれ脳硬膜修復術を実施し、並行して３匹のイヌに対して実験を行った。術後はイヌを通常飼育及び観察し、各観察期間の終了後に修復パッチ部位からサンプルを採取し、サンプルの全体と顕微鏡での組織を比較して観察した。各実験動物を所定の期間飼育した後、動物に麻酔をかけ、前記開頭方法によって頭蓋骨を露出させ、分離して修復パッチの外表面を露出させ、静脈に空気を注入して動物を死亡させ、鋸で頭蓋骨を切開した後、頭蓋骨を開いて修復パッチ及び周囲組織を切り取った。目視で修復パッチの外表面、生地、周囲組織との結合、嚢腫・硬結の有無、及び内表面と脳組織の癒着状況を観察した。サンプルを瓶に詰めて、ホルマリン固定液に浸漬して、サンプル瓶をラベリングした。室温下、ホルマリンで１週間固定化した後、手術部位の局所組織を取り、常法によりパラフィン包埋し、ＨＥ組織切片染色を行った。

術後、６匹のイヌは順調に回復し、切開部分の癒合が良好で、分泌物がなかった。術後では、イヌの食物と水の摂取が正常で、室外での動きにも異常がなく、運動障害が見られなかった。３ヶ月後、静脉に空気を注入してイヌを死亡させ、手術部位を中心に、手術部位より１ｃｍ広い範囲で、修復パッチ、周辺の脳硬膜及び内面の脳組織を含むように、サンプルを切り取った。サンプルを切り取った後、層ごとに脳骨と脳膜を分離したところ、ＰＬＬＡ１脳硬膜修復パッチをインプラントした部位の脳膜が完全であり、パッチをインプラントした部位は完全に繊維組織に置換され、インプラント材料が見られず、且つインプラントした部位での脳膜の内表面に癒着がなく、それに対応する脳組織の表面は滑らかで、癒着がなかった。修復効果は解剖写真の図１３に、病理写真は図１０に示す。ＰＬＬＡ２脳硬膜修復パッチをインプラントした部位での脳膜は完全であり、一部のインプラント材料は既に破片に分解され、新たな繊維組織が形成され、それに対応する脳組織の表面には若干の癒着が見られた。修復効果は解剖写真の図１４に、病理写真は図１１に示す。一方、対照群の動物由来脳膜修復パッチをインプラントした部位には完全の分解していないインプラントパッチが見られ、且つインプラントした部位での脳膜の内表面と脳組織が複数箇所で癒着して、例えば、脳組織の異所性放電、癲癇発作等の合併症を引き起こす可能性がある。修復効果は解剖写真の図１５に、病理写真は図１２に示す。

実施例１１ 繊維膜の皮膚修復への使用
実施例４で製造された組織修復用繊維膜を５ｃｍ×５ｃｍに裁断し、洗浄し、滅菌して人工皮膚を製造して動物実験を行った。実験ウサギは、体重が２〜２．５ｋｇ、生後６〜８ヶ月齡であり、雌雄を問わず、合計１２羽を選択した。１群当たり６羽として、ランダムで２群（実験群と対照群）に分けた。ウサギを耳介静脈から麻酔をかけた後、動物を専用手術台に固定し、その後剃毛し消毒した。外科用メスで背部の皮膚全層を４×４ｃｍの面積で切除した。次いで人工真皮を貼り付け、実験群は創傷部位に実施例４の繊維膜で製造された人工皮膚を貼り付け、１ｃｍの間隔で縫合糸で固定した。対照群は、ブランク対照処理を行った。実験群と対照群はそれぞれ傷口に滅菌ワセリンガーゼと滅菌ガーゼを被覆して、縫合糸で周辺の皮膚と固定した。
術後、動物の食物と水の摂取状況、体温、各群の被覆と創傷面の分離時間及びほかの身体的活動状況を観察し、且つ創傷面の修復状況を観察した。
術後２、４、８週間で、各群から２羽のウサギを選択し死亡させ、背部の創傷面全体及び付近の正常な皮膚を採取し、ホルマリンで固定し、ＨＥ染色を行って、光学顕微鏡で真皮中の組織の新生状況、炎症反応状況、表皮構造の厚み及び付属器の再生状況を観察した。

対照群のウサギは、術後に創傷面全面に亘ってワセリンガーゼ又はガーゼと癒着していた。補助材の脱落現象があった。創傷面に出血があり、大量の組織液が滲出した。創傷面が完全に癒合した後、線状の痂となっていた。実験群は、術後に創傷面が乾燥して、ワセリンガーゼやガーゼと癒着せず、創傷面と密着に結合していた。傷口が腫脹と発赤することなく、動物に皮膚アレルギー又は感染現象が見られなかった。材料に被覆された部位に壊死現象はなかっった。傷口が完全に癒合した後、矩形の痂となっていた。顕微鏡で癒合口の皮膚を観察したところ、有棘細胞層が厚くなり、基底細胞の増殖が活発であり、表皮層の角質層、顆粒層、有棘層及び基底層がすべて見られた。真皮層の付属器管、汗腺、毛包等の構造が見られ、大量の線維芽細胞が皮膚の表面に平行して配列され、その間に多くの毛細血管が増殖し、局所で少量のリンパ球の浸潤が見られた。
観察の結果から明らかなように、実験群の抗感染能力、創傷面出血防止作用は対照群より優れていた。実験群の創傷面に腫脹、壊死がなかった。組織学的観察により、実施例４の繊維膜で製造された人工皮膚材料の皮膚構造再生への促進能力は対照群より強いことが分かった。

実施例１２ 繊維膜の骨充填への使用
実施例２で製造された組織修復用繊維膜を洗浄し、滅菌して、骨修復ステントを製造してウサギでの動物実験を行った。体重が２．５±０．５ｋｇのニュージーランドウサギを、雌性１羽、雄性２羽選択した。全身麻酔後に剃毛し、動物を専用手術台に固定し、伏臥位にして、ポビドンヨードエタノールで消毒し、無菌シーツを敷き、タオルクランプで固定した。ウサギ脚部の皮膚を切開して、剥離器を用いて骨膜を分離し、脛骨板を露出させ、高速骨ドリルでウサギ脛骨に大きさ１ｃｍ×２ｃｍの欠損を形成し、実施例２の繊維膜で製造された骨修復ステントを扇形に折り畳んで欠損部位に充填し、充填物と骨欠損面が同一面となるように高さを調整して、縫合した。術後１４日目で、目視で観察したところ、骨梁が太く、超音波骨密度計で検査したところ、新生骨の骨密度が高く、且つ網状骨が形成されていた。術後３ヶ月で、欠損した骨洞の表面に仮骨が形成されていた。仮骨を叩いたところ、骨質が硬く、硬度が正常の骨組織に近く、且つ仮骨の色が自家骨の色と同様であった。リハビリテーション期間内に炎症反応がなかった。術後、動物が順調に回復し、食物と水の摂取が正常であった。四肢運動機能が次第に回復した後、運動障害が見られなかった。

以上の実施例をもって、本発明の繊維膜の嵩高を２００ｃｍ³／ｇ〜２０００ｃｍ³／ｇとした有益な効果を十分に説明した。下記の表１にまとめる。

上記表より示されるように、嵩高を２００ｃｍ³／ｇ〜２０００ｃｍ³／ｇに制御する組織修復パッチは、細胞がパッチ内において迅速に成長して新生組織を形成するように誘導でき、修復効果に達する。同様に、分解性材料（ＰＬＬＡ）にとっては、嵩高が２００ｃｍ³／ｇ〜２０００ｃｍ³／ｇの範囲であるパッチは、嵩高が該範囲以外のパッチに比べ、修復効果がより速く、材料の分解も更に迅速である。なお、柔軟度が５０〜５００ｍＮの範囲であるパッチで修復した後、修復部位は比較的柔軟で術後の快適感を向上させる。

＜修復用インプラント繊維シートの製造：実施例１３〜２１＞

実施例１３
（１）ポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）を、溶液中のＰＶＤＦの濃度が１８ｇ／１００ｍＬになるように、体積比４：６のＮ，Ｎ−ジメチルホルムアミド／アセトンの混合溶媒に溶解させて、均一な繊維材料溶液Ａを得た。Ｌ−ポリ乳酸（ＰＬＬＡ）を、溶液中のＰＬＬＡの濃度が５ｇ／１００ｍＬになるように、ヘキサフルオロイソプロパノール（ＨＦＩＰ）溶液に溶解させて、均一な繊維材料溶液Ｂを得た。
（２）上記の２種の均一な繊維材料溶液ＡとＢを、５つのエレクトロスピニングシリンジに入れ、そのうちの４本のシリンジにＰＶＤＦ溶液、１本のシリンジにＰＬＬＡ溶液を入れた。ＰＶＤＦ溶液に対応する４本の注射針及びＰＬＬＡに対応する１本の注射針を高圧電源板上で均一に配列させ、マイクロシリンジポンプの速度を５ｍＬ／時間、高圧発生器の電圧を３０ｋＶ、収集装置の収集距離を２５ｃｍに調整し、２種の材料の同時静電紡糸によって、溶解特性の異なる２種の繊維糸材料が交絡した繊維膜を製造し、厚みが０．５ｍｍになった時点で静電紡糸を停止した。
（３）取り出した膜を、ヘキサフルオロイソプロパノール溶媒に入れて超音波により６時間溶解、膨潤させて、含まれるＰＬＬＡ材料を完全に溶解して、嵩高繊維層（Ａ１）を製造した。
前記嵩高繊維層（Ａ１）は、平均繊維径が３μｍ、膜厚が０．５ｍｍ、平均孔径が３５０μｍ、引張強度が６０Ｎ／ｃｍ、嵩高が４２０ｃｍ³／ｇ、柔軟度が４７０ｍＮであった。

実施例１４
（１）ＰＶＤＦ材料を、溶液中のＰＶＤＦの濃度が２０ｇ／１００ｍＬになるように、体積比４：６のＮ，Ｎ−ジメチルホルムアミド／アセトンの混合溶媒に溶解させて、均一な繊維材料溶液を調製した。
（２）ステップ（１）で得た繊維材料溶液を、エレクトロスピニングシリンジに入れ、マイクロシリンジポンプの速度を６ｍＬ／時間、高圧発生器の電圧を３０ｋＶ、収集装置の収集距離を２５ｃｍに調整して、静電紡糸を行って繊維糸を得、且つ繊維糸を膜状構造として収集し、膜層の厚みが約０．５ｍｍになるまでスピニングした後静電紡糸を停止し、繊維膜を得た。
ここで得た繊維膜は、平均繊維径が２μｍ、膜厚が０．５ｍｍ、平均孔径が１５０μｍ、引張強度が３２Ｎ／ｃｍ、嵩高が１１０ｃｍ³／ｇ、柔軟度が７４０ｍＮであった。
（３）ステップ（２）で製造された繊維膜を、実施例３のステップ（３）と同様に処理して、嵩高繊維層（Ａ２）を得た。
前記嵩高繊維層（Ａ２）は、平均繊維径が２μｍ、膜厚が０．６ｍｍ、平均孔径が３８０μｍ、引張強度が３７Ｎ／ｃｍ、嵩高が１１０５ｃｍ³／ｇ、柔軟度が４００ｍＮであった。

実施例１５
（１）ＰＶＤＦ材料を、溶液中のＰＶＤＦの濃度が１８ｇ／１００ｍＬになるように、体積比４：６のＮ，Ｎ−ジメチルホルムアミド／アセトンの混合溶媒に溶解させて、均一な繊維材料溶液を調製した。
（２）ステップ（１）で得た繊維材料溶液を、エレクトロスピニングシリンジに入れ、収集装置の収集距離を２０ｃｍに調整した以外は、実施例１４のステップ（２）と同様に静電紡糸を行って、繊維膜を得た。
ここで得た繊維膜は、平均繊維径が２μｍ、膜厚が０．５ｍｍ、平均孔径が１９０μｍ、引張強度が４３Ｎ／ｃｍ、嵩高が１７０ｃｍ³／ｇ、柔軟度が９３０ｍＮであった。
（３）その後繊維膜の二辺を治具で挟持し、温度を９５℃とした以外は、実施例４のステップ（３）と同様に延伸して、嵩高繊維層（Ａ３）を得た。
前記嵩高繊維層（Ａ３）は、平均繊維径が２μｍ、膜厚が０．６ｍｍ、平均孔径が４００μｍ、引張強度が６５Ｎ／ｃｍ、嵩高が１４１０ｃｍ³／ｇ、柔軟度が４００ｍＮであった。

実施例１６
（１）ポリカーボネートポリウレタン（ＰＣＵ）を、溶液中のＰＣＵの濃度が１２ｇ／１００ｍＬになるように、混合比率（体積比）１：１のＮ，Ｎ−ジメチルホルムアミドとテトラヒドロフランの混合溶媒に溶解させて、均一な繊維材料溶液Ａを得た。
ＰＬＬＡを、溶液中のＰＬＬＡの濃度が５ｇ／１００ｍＬになるように、ヘキサフルオロイソプロパノール（ＨＦＩＰ）溶液に溶解させて、均一な繊維材料溶液Ｂを得た。
（２）上記の２種の均一な繊維材料溶液ＡとＢを、４つのエレクトロスピニングシリンジに入れ、そのうちの３本のシリンジにＰＣＵ溶液、１本のシリンジにＰＬＬＡ溶液を入れた。ＰＣＵ溶液に対応する３本の注射針及びＰＬＬＡに対応する１本の注射針を、高圧電源板上で均一に配列させ、マイクロシリンジポンプの速度を６ｍＬ／時間、高圧発生器の電圧を２８ｋＶ、収集装置の収集距離を２２ｃｍに調整し、２種の材料の同時静電紡糸によって、溶解特性の異なる２種の繊維糸材料が交絡した繊維膜を製造し、厚みが０．５ｍｍになった時点で静電紡糸を停止した。
（３）取り出した膜を、ヘキサフルオロイソプロパノール溶媒に入れて超音波により６時間溶解、膨潤させて、ＰＣＵ材料が変化することなく、ＰＬＬＡ材料を完全に溶解し、溶媒から未溶解の材料を取り出して、嵩高繊維層（Ａ４）を得た。
ここで得た嵩高繊維層（Ａ４）は、平均繊維径が２μｍ、膜厚が０．５ｍｍ、平均孔径が３００μｍ、引張強度が２５Ｎ／ｃｍ、嵩高が８３０ｃｍ³／ｇ、柔軟度が２３０ｍＮであった。

実施例１７
実施例４と同様に嵩高繊維層（Ａ５）を得た。
前記嵩高繊維層（Ａ５）は、平均繊維径が２μｍ、膜厚が０．６ｍｍ、平均孔径が４５０μｍ、引張強度が５０Ｎ／ｃｍ、嵩高が１１００ｃｍ³／ｇ、柔軟度が４００ｍＮであった。

実施例１８
ＰＶＤＦ材料を、溶液中のＰＶＤＦの濃度が２０ｇ／１００ｍＬになるように、体積比４：６のＮ，Ｎ−ジメチルホルムアミド／アセトンの混合溶媒に溶解させて、均一な繊維材料溶液を調製した。
実施例１４で製造された嵩高繊維層（Ａ２）で収集ローラの表面を被覆し、前記ＰＶＤＦ溶液をエレクトロスピニングシリンジに入れ、マイクロシリンジポンプの速度を４ｍＬ／時間、高圧発生器の電圧を２８ｋＶ、収集装置の収集距離を２０ｃｍ、エレクトロスピニング針の移動速度を１０ｃｍ／秒、収集ローラの回転数を４０００回転／分に調整して、静電紡糸を行って、嵩高繊維層（Ａ２）上に配向繊維層（Ｂ１）を形成することよって、嵩高繊維層（Ａ２）と配向繊維層（Ｂ１）を含む二層繊維膜を得た。

実施例１９
（１）ＰＶＤＦ材料を、溶液中のＰＶＤＦの濃度が２０ｇ／１００ｍＬになるように、体積比４：６のＮ，Ｎ−ジメチルホルムアミド／アセトンの混合溶媒に溶解させて、均一な繊維材料溶液を調製した。
前記溶液をエレクトロスピニングシリンジに入れ、マイクロシリンジポンプの速度を４ｍＬ／時間、高圧発生器の電圧を２８ｋＶ、収集装置の収集距離を２０ｃｍ、エレクトロスピニング針の移動速度を１０ｃｍ／秒、収集ローラの回転数を４０００回転／分に調整して、静電紡糸を行った。膜層の厚みが約０．３ｍｍになるまでスピニングした後静電紡糸を停止し、規則的に配向した単層の配向繊維層（Ｂ２）を得た。
（２）ステップ（１）の配向繊維層（Ｂ２）と実施例１５で製造された嵩高繊維層（Ａ３）の２種の繊維膜を積層した後、周波数２００００Ｈｚの超音波（福坦機械設備有限公司製、型番ＪＴ−２００−Ｓ）を用いて、１０ｃｍ置きに超音波スポット溶接の方法によって上記各層を接合して、嵩高繊維層（Ａ３）と配向繊維層（Ｂ２）を含む二層繊維膜を得た。

実施例２０
＜表面止血層を含む＞
塩化ナトリウム０．９ｇ、リン酸水素二ナトリウム十二水和物１．７９ｇを水溶液７０ｍＬに溶解させ、充分に溶解した後、濃度が３６体積％の酢酸溶液１．５ｍＬとエタノール２０ｍＬを加え均一に攪拌して、溶液Ａを得た。
酸化セルロース２ｇとII型コラーゲン２ｇを加熱して上記溶液Ａに溶解させ、且つそれを冷却して、溶液Ｂを得た。
凍結乾燥したトロンビン凍結乾燥粉末を濃度３５０単位／ｍＬにして、トロンビン溶液１０ｍＬを上記溶液Ｂに加えて、溶液Ｃを得た。
実施例１３、１４、１５、１６、１７で製造された嵩高繊維層（Ａ１〜５）を上記溶液Ｃに１０分間浸漬させ、十分に湿潤したシートを一晩凍結乾燥した。所望の規格に裁断して、止血機能成分である酸化セルロースを含有する骨盤底修復シートとテンションフリースリングを得た。

＜組織修復用インプラントシートの骨盤底修復への使用：実施例２１〜２２＞

実施例２１
現在臨床で使用されているポリプロピレンメッシュ（３ＤＭＡＸ^TM Ｍｅｓｈ、中山大学付属第二医院からのサンプル）を対照群（Ｉ群）として、実施例１３のステップ（２）で製造されたエレクトロスピニング膜を剪断した繊維膜を対照群（II群）、実施例１３で製造されたＰＶＤＦ嵩高繊維層（Ａ１）を裁断したインプラントシート１（III 群）、実施例１４で製造されたＰＶＤＦ嵩高繊維層（Ａ２）を裁断したインプラントシート２（IV群）、実施例１５で製造されたＰＶＤＦ嵩高繊維層（Ａ３）を裁断したインプラントシート３（Ｖ群）、実施例１６で製造されたＰＣＵ嵩高繊維層（Ａ４）を裁断したインプラントシート４（VI群）、実施例１７で製造されたＰＬＬＡ嵩高繊維層（Ａ５）を裁断したインプラントシート５（VII 群）を実験群として、ミニブタでの実験を行った。上述の材料をすべて２ｃｍ×２ｃｍの大きさのシートに裁断した。２０ｋｇ〜２５ｋｇで、健康な性成熟した雌性ミニブタを２８頭選択して、１群当たり４頭として、ランダムで７群に分けた。
ミニブタに全身麻酔をかけ、仰臥位で固定した。下腹部の腹壁を介して進入し、膀胱、子宮及び腟上段を露出させた。シートをそれぞれ膀胱膣隙間に入れて、糸で固定した。術後は動物を通常飼育及び観察した。実験動物はすべて観察期間内で状況が良好で、切開部分が良好に癒合し、インプラントの突出、露出等が発生せず、手術部位には発赤と腫脹がなかった。術後の摂食と精神状態が正常であり、十分な運動スペースを提供して、全部サンプル採取まで生存した。
術後４週間で、１群当たりに２匹（頭）の動物を死亡させ、修復パッチを含む膀胱膣隙組織のサンプルを切り取った。インプラント材料を手で触って柔軟度を調べたところ、比較群のＩ群のポリプロピレンメッシュは明らかに硬くなり、異物感があった。比較群のII群の柔軟度はＩ群の次に硬く、実験群のパッチの柔軟度はすべて大幅に改善され、具体的には、IV、Ｖ、VII 群が最も柔軟度に優れ、靭性を有し、自家組織に近い。
材料内部の組織内殖状況及び周辺の新生組織の成長状況を比較して、マクロに観察したところ、実験群（ＩＩＩ〜ＶＩＩ）のシートの組織内殖状況及び周辺新生組織との結合堅牢度は、Ｉ群のポリプロピレンメッシュ及び比較群のII群のシートよりも優れ、具体的には、実験群のシートの表面はすべて一層の新生上皮組織に被覆され、血管形成程度が高く、シートと新生組織を剥離しにくい。IV群のＰＶＤＦ材料をインプラントしてから４週間後の解剖効果は、図２０に示すように、インプラント部位の新生組織と周囲組織には差がが見られない。Ｉ群のポリプロピレンメッシュ及び比較群のII群のシートの表面にも一層の新生組織が被覆されているが、新生組織における毛細血管が非常に少ない。そして、Ｉ群のポリプロピレンメッシュはパッチと剥離しやすく、図２１に示すように、材料は新生組織と剥離した後も硬いメッシュのままであり、新生組織が内殖していない。上述のことから、実験群は一層優れた細胞・組織の内殖効果を有し、新生組織との適合性及び結合力が比較的強いことが分かった。
病理解析の結果、III 〜VII 群のインプラントシートの表面と内部のいずれにも線維芽細胞とコラーゲン線維が大量に増殖し、パッチの内部には多くの毛細血管（３〜５本／ＨＰＦ）があった。中でも、Ｖ群のパッチの内部には大量の毛細血管（５〜１０本／ＨＰＦ）があった。新生組織は既にシート内部に内殖し、血管の形成度が高く、且つ内殖速度が速いことから、高い嵩高は、細胞の遊走・繁殖及び組織の迅速な内殖に一層有利であることが分かった。II群の繊維シートの表面には多くの線維芽細胞とコラーゲン線維があり、パッチの内部には少量の線維芽細胞及びコラーゲン線維の増殖、少数のリンパ球の浸潤（＜５個／ＨＰＦ）、少量の毛細血管の増殖（２〜３本／ＨＰＦ）が見られたことから、新生組織がシート内部に内殖するが、内殖速度が遅く、また、微弱な免疫・炎症反応が発生したことが分かる。Ｉ群のポリプロピレン群のメッシュの周辺には大量の線維芽細胞とコラーゲン、少量の毛細血管（＜２本／ＨＰＦ）、少量の異物巨細胞（≦３個／ＨＰＦ）があったことから、新生組織はシートと一体化して成長できず、修復が遅く、また、異物拒絶反応が発生したことを分かる。
術後１２週間まで引き続き観察して、その間にＩ群のポリプロピレンメッシュ材料をインプラントしたミニブタは、いらいらして、舎内の壁と欄干を擦り、尻尾を噛む動きが見られ、また、精神状態が悪かった。ほかの実験ミニブタは、動きが正常であった。なお、広い飼育場で養殖した。
術後１２週間で、１群あたりに２匹の動物を死亡させ、骨盤底修復インプラントを含む腟及び膀胱のサンプルを切り取った。手で触ったところ、Ｉ群のポリプロピレンメッシュ材料は術後４週間と比べて、相当な硬度を保持して、且つ明らかに異物感があった。II群の繊維シートは比較的柔らかいが、インプラント部位と周囲組織を触ったところ、明確な差異を感じた。実験群III 〜VII のインプラントシートの柔軟度はほぼ自家組織に近く、且つインプラント材料部位と周囲組織との間には明らかな手触りの差異がほとんどかかった。中でも、Ｖ群の材料の手触りはほぼ自家組織と同じであった。
目視で観察したところ、III 〜VII 群のインプラントシート材料と成長した組織は一体化して、区別も剥離もできず、全体として人体組織に近く、血管がはっきり見える。顕微鏡で観察した結果、III 〜VII 群のインプラントシートのエッジは、コラーゲン線維、繊維芽細胞と密着に結合し、新生組織とシート材料を区別できず、内部には大量のコラーゲン線維が見られたことから、新生組織は完全にシートと一体化として成長し、再建・修復が実現されたことが分かった。病理解析の結果、材料表面と内部の両方には大量の線維芽細胞及びコラーゲンが見られ、異物巨細胞及びリンパ球が見られず、材料と新生組織は一体化した、区別できなかった。上述のことから、高い嵩高は細胞の内殖と組織再生の誘導に一層有利であり、適切な柔軟度はインプラント部位の新生組織と周囲組織の密着に一層有利であり、明らかに、新生組織はインビボで異物感がなく、或いは新生又は自家組織を摩擦して損傷することはなかった。
目視で観察したところ、II群の繊維シートは新生組織と剥離でき、表面にも多くの毛細血管が見られた。顕微鏡で観察した結果、II群の繊維シートのエッジとコラーゲン線維、繊維芽細胞との結合には明らかな境界があり、新生組織とシート材料を区別しやすく、表面に大量のコラーゲン線維があり、毛細血管が豊富であり、内部には依然として材料が見られた。病理解析の結果、材料の表面には多くの線維芽細胞及び大量の毛細血管が成長し（５〜１０本／ＨＰＦ）、内部には少量の毛細血管（≦３本／ＨＰＦ）、異物巨細胞１個／ＨＰＦが見られたことから、新生組織はシート内部に内殖しているが、新生組織が比較的少なく、且つ微弱な異物反応があった。Ｉ群のポリプロピレンメッシュでは、修復部位と周囲組織はレベル４（Ｎａｒｉ癒着評価法１）の癒着が発生し、材料と成長した組織を剥離しやすく、ポリプロピレン材料がはっきり見え、材料内部に新生組織の内殖、貫通がなかった。病理解析の結果、材料周辺にのみ少量の線維芽細胞及びコラーゲンが形成され、表面に多くの毛細血管の増殖（３〜５本／ＨＰＦ）、大量の異物巨細胞及びリンパ球の浸潤が見られ、異物反応と免疫拒絶がひどいことから、新生組織はシートと一体化して成長できず、修復効果が悪かった。また、観察過程での実験ブタがいらいらしていた原因は、異物感及び組織感染反応が強いためと推測される。

実施例２２
一般的な静電紡糸により得た非配向繊維層（Ｃ）と実施例１５で得た嵩高繊維層（Ａ３）膜を、実施例１９のステップ（２）の方法によって二層繊維膜（単に、不規則的嵩高膜という）を製造した。
上記不規則的嵩高膜を対照群、実施例１９の二層繊維膜（単に、規則的嵩高膜という）を実験群として、動物実験を行って、規則的構造による効果を検証した。
実験動物として、雌雄を問わず、体重が２．０〜２．５ｋｇ、生後約６〜１２ヶ月齢である健康なニュージーランドウサギ１２羽を選択した。実験ウサギを、１群あたりに４羽として、ランダムで３群に分けた。実験群と対照群のいずれにおいても、１ｃｍ×４ｃｍの長尺状に裁断して、それぞれウサギ腹部の皮下にインプラントして、術後２週間で、３ヶ月で材料表面の組織成長の状況を観察した。
インプラント方法としては、カイウサギの腹部を剃毛し、消毒し、中線に沿って腹部の皮膚を切開し、皮下筋膜と筋肉を鈍的分離し、適切な材料インプラント範囲を露出させた。皮下と筋膜の層間の左側に１ｃｍ×４ｃｍの実験群サンプルを３本インプラントし、右側に１ｃｍ×４ｃｍの対照群サンプルを３本インプラントした。材料を４号糸で対応する位置に固定して、それぞれ、皮下筋膜層と皮膚層を縫合した。
２週間後に、実験群と対照群の両方の嵩高面は薄い繊維で被覆されて、インプラント部位の毛細血管が豊富であった。一部の材料を取り出して染色した後観察したところ、実験群の配向層の上に明らかな細胞の成長と遊走配向が見られるのに対して、対照群の非配向層での細胞の成長が乱れていた。三ヶ月後で、２群のサンプルを一部取り出して観察したところ、実験群の配向繊維層の上には明らかな繊維組織の配向模様があるのに対して、対照群の非配向繊維層にはなかった。上述のことから、配向繊維層（Ｂ）は細胞の遊走と組織への追従成長を誘導することに一層有利であり、修復組織はより天然の筋膜組織に近い。

＜癒着防止組織修復膜の製造：実施例２３〜２６＞
実施例１〜３で製造される組織修復用繊維膜を癒着防止組織修復膜の嵩高繊維層（Ａ’１〜３）とした。

実施例２３
（１）ポリプロピレン（ＰＰ）の編みメッシュを１枚選択して、濃度が８ｇ／１００ｍＬのＰＶＤＦ／Ｎ，Ｎ−ジメチルホルムアミドとアセトン溶液に浸漬し、１０分間浸漬した後メッシュを取り出して、６０℃の送風乾燥室にて２時間乾燥して、ＰＶＤＦで薄く被覆された編みメッシュ層（Ｃ’）を得た。
（２）ステップ（１）で得た編みメッシュ層（Ｃ’）を、実施例３で得た２枚の組織修復用繊維膜（嵩高繊維層（Ａ’３））の間に介在させて、共に超音波溶接機に入れ、溶接圧力が１２０Ｎ、周波数が４０ＫＨｚの条件下で８秒間の超音波溶接を行って、組織修復膜基材を１枚得た。

実施例２４
（１）ポリプロピレン（ＰＰ）の編みメッシュを１枚選択して、濃度が３ｇ／１００ｍＬのＰＣＵ／Ｎ，Ｎ−ジメチルホルムアミドとテトラヒドロフラン溶液に浸漬し、１０分間浸漬した後メッシュを取り出して、５０℃の送風乾燥室にて２時間乾燥して、ＰＣＵで薄く被覆された編みメッシュ層（Ｃ’）を得た。
（２）ステップ（１）で得た編みメッシュ層（Ｃ’）を、実施例１で得た２枚の組織修復用繊維膜（嵩高繊維層（Ａ’１））の間に介在させて、共に超音波溶接機に入れ、溶接圧力が１２０Ｎ、周波数が４０ＫＨｚの条件下で７秒間の超音波溶接を行って、組織修復膜基材を１枚得た。

実施例２５
（１）分子量が６０万で濃度が３％（ｗ/ｖ）のキトサンを、濃度（酢酸の質量含有率）が５%の酢酸水溶液に溶解させて、浅黄色溶液を得た。
（２）上記浅黄色溶液をスプレー装置に入れてスプレー装置を密封し、外部に空気圧縮装置を接続し、ＫＺ−１型中空円錐状ノズルを取り付け、吐出量を０．０２ｍｌ／ｍｉｎ、スプレー速度を１０ｃｍ／ｓ、スプレー間隔を１５ｍｍに調整し、設置完了すると、スプレーの準備ができた。
（３）実施例１〜３で得た組織修復用繊維膜（嵩高繊維層（Ａ’１〜３））及び実施例２３〜２４で得たサンプルを基材として、その嵩高繊維層のいずれか一方の外側面にスプレーした。スプレー装置を起動させて、ステップ（２）で設定されたパラメータで３〜５回スプレーした後、サンプルを３５℃の送風乾燥室に入れて、２４ｈ乾燥した。
（４）送風乾燥室から取り出して、７５％のエタノールで浸潤した後、水中に入れて２４ｈ浸漬した。
（５）乾燥、裁断、梱包、滅菌して、中間層を含むのと含まない癒着防止組織修復シートを得た。

実施例２６
（１）分子量が７０万で濃度が５％（ｗ／ｖ）のカルボキシメチルキトサンを、濃度（酢酸の質量含有率）が３%の酢酸水溶液に溶解させて、一定の粘稠性を有する溶液を得た。
（２）上記溶液をスプレー装置に入れてスプレー装置を密封し、外部に空気圧縮装置を接続し、汎用のＣＣ型扇形ノズルを取り付け、吐出量を０．０１ｍｌ／ｍｉｎ、スプレー速度を１５ｃｍ／ｓ、スプレー間隔を１２ｍｍに調整し、設置完了すると、スプレーの準備ができた。
（３）実施例１〜３で得た組織修復用繊維膜（嵩高繊維層（Ａ’１〜３））及び実施例２３〜２４で得たサンプルを基材として、その嵩高繊維層のいずれか一方の外側面にスプレーする。スプレー装置を起動させ、ステップ（２）で設定されたパラメータで５〜７回スプレーした後、サンプルを４０℃の送風乾燥室に入れて、２４ｈ乾燥した。
（４）送風乾燥室から取り出して、９５％のエタノールで浸潤した後、水中に入れて２４ｈ浸漬した。
（５）乾燥、裁断、梱包、滅菌して、中間層を含むのと含まない癒着防止組織修復シートを得た。

＜癒着防止組織修復膜の動物実験＞

実施例２７
実施例２５で製造された癒着防止組織修復シートから４群の材料を選択し、各群の材料をそれぞれ３．５ｃｍ×６ｃｍのシートに裁断し、ニュージーランドウサギを用いて腹壁全層欠損修復動物実験を行った。
４群の材料はそれぞれ以下のとおりである。
１＃材料：実施例１と実施例２５を組み合せて製造された癒着防止組織修復シート。
２＃材料：実施例３と実施例２５を組み合せて製造された癒着防止組織修復シート。
３＃材料：実施例２３と実施例２５を組み合せて製造された癒着防止組織修復シート。
４＃材料：実施例２４と実施例２５を組み合せて製造された癒着防止組織修復シート。
体重２．５〜２．８ｋｇ、生後６〜１２ヶ月齢のニュージーランドウサギを、合計２０羽用いた。実験ウサギをランダムでそれぞれ１＃材料群、２＃材料群、３＃材料群及び４＃材料群の４群に分けて、各群の実験動物を５匹（羽）とした。実験動物に麻酔をかけ、剃毛し、仰臥位で木の板に固定した。消毒してシーツを敷いた後、腹部の真ん中で、４＃外科用メスでウサギの腹部の白線に沿って皮膚を約８ｃｍ切開し、腹壁筋肉層を露出させて、大きさ２ｃｍ×５ｃｍの腹壁全層（腹膜、筋肉、筋膜組織を含む）を切除した。４／０糸で、１＃材料、２＃材料、３＃材料及び４＃材料それぞれと対応する各群のニュージーランドウサギの腹壁の切開部分の周囲筋肉を断続的に縫合した。４／０糸で皮膚を断続的に縫合した。
術後は３日間に亘り、すべての実験動物にペニシリンを１００万ＩＵ／日で筋肉内注射し、通常どおり食物と水を与え、ケージ内で飼育した。観察期間内で、４群の動物はすべて正常に食物と水を摂取し、切開部分が良好に癒合し、手術部位の感染及び腹部の隆起が見られず、すべての実験動物は正常に大便を排泄し、腸閉塞等が発生することはなかった。また、観察期間内で、実験動物が死亡することはなかった。一ヶ月後に解剖し、図２２に実施例１と実施例２５を組み合せて製造された癒着防止組織修復シート（１＃材料）の動物解剖写真を示す。図２３に実施例２３と実施例２５を組み合せて製造された癒着防止組織修復シート（３＃材料）の動物解剖写真を示す。４群の材料の解剖・観察結果を表２に示す。

実験結果から、上述の癒着防止組織修復シートはいずれも効果的に組織成長を促進でき、表層にキトサンを塗布する方法では、効果的にシートの癒着防止効果を実現でき、超音波でＰＰ材料を溶接する方法では、シートの強度を大幅に向上させることができることが分かった。

１ 本体部
２ 端部
３ 外輪郭
４ 貫通孔
５ パッチ貫通孔
６ パッチ中央部の塊状部
７ パッチ外周のアーム状構造
８ パッチアーム状構造の牽引部

Claims (43)

1. 直径が１０ｎｍ〜１００μｍの繊維糸で交絡してなり、多孔質構造を有し、嵩高が２００〜２０００ｃｍ³／ｇであり、柔軟度が５０〜５００ｍＮであることを特徴とする組織修復用繊維膜。
2. 平均孔径が５０〜５００μｍであることを特徴とする請求項１に記載の組織修復用繊維膜。
3. 厚みが０．２〜２ｍｍ、引張強度が１０〜３００Ｎ／ｃｍであることを特徴とする請求項１又は２に記載の組織修復用繊維膜。
4. 前記繊維糸の材料は、分解性材料、非分解性材料又はそれらの組み合わせであることを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の組織修復用繊維膜。
5. 前記分解性材料は、合成分解性材料又は天然高分子材料であり、前記非分解性材料は、ポリフッ素系材料、ポリプロピレン系材料又はポリウレタン系材料であることを特徴とする請求項４に記載の組織修復用繊維膜。
6. 前記繊維糸の材料は、ポリ乳酸、ポリカプロラクトン、ポリグリコール酸、ポリ乳酸−グリコール酸共重合体、１，３−プロパンジオール重合体、コラーゲン、ゼラチン、フィブリン、シルクタンパク質、エラスチン擬態のペプチド重合体、キトサン、変性キトサン、ポリフッ化ビニリデン、ポリテトラフルオロエチレン、ポリウレタン、ポリカーボネートポリウレタン、ポリエーテルポリウレタン、シラン変性ポリウレタン、ポリエチレングリコール、ポリエチレンテレフタレート、ポリメタクリル酸メチル、ポリヒドロキシブチレートバレレート、ポリヒドロキシブチレートヘキサノエート、ポリホスフェート、ポリカルバミン酸無水物、ポリエステルアミド、ポリビニルアルコール、ポリ−ｐ−ジオキサノン、ポリカーボネート、澱粉、セルロース、海藻酸、コンドロイチン硫酸、ヘパリン、グルカン、アルギン酸からなる群から選ばれる１種又は２種以上であることを特徴とする請求項４に記載の組織修復用繊維膜。
7. 請求項１〜６のいずれか一項に記載の繊維膜と編み層を含むことを特徴とする組織修復用複合繊維膜。
8. 前記編み層の材料は、ポリプロピレン、ポリフッ化ビニリデン、ポリテトラフルオロエチレン、ポリエステル、ポリ乳酸又はポリ乳酸−グリコール酸共重合体であることを特徴とする請求項７に記載の組織修復用複合繊維膜。
9. （１）溶解特性の異なる２種の繊維材料をそれぞれ、対応する溶媒に溶解させて、２種の均一な繊維材料溶液を得るステップと、
   （２）ステップ（１）で得た２種の均一な繊維材料溶液をそれぞれ、異なるエレクトロスピニングシリンジに入れ、静電紡糸によって、溶解特性の異なる２種の繊維糸が互いに交絡した繊維膜を得るステップと、
   （３）繊維糸材料の溶解特性に応じて、溶媒を用いてステップ（２）で製造された繊維膜における１種の繊維糸を溶解し、他種をそのままで保持して、前記組織修復用繊維膜を得るステップと、
   を含む、ことを特徴とする請求項１〜６のいずれか一項に記載の組織修復用繊維膜の製造方法。
10. （１）繊維材料を溶媒に溶解させて、均一な繊維材料溶液を得るステップと、
    （２）ステップ（１）で得た均一な繊維材料溶液を、エレクトロスピニングシリンジに入れ、静電紡糸を行って繊維を得、且つ繊維を膜状構造として収集して、繊維膜を得るステップと、
    （３）ステップ（２）で製造された繊維膜を、溶媒において超音波により膨潤させた状態で予備冷凍し、その後真空凍結乾燥を行って、前記組織修復用繊維膜を得るステップと、
    を含む、ことを特徴とする請求項１〜６のいずれか一項に記載の組織修復用繊維膜の製造方法。
11. （１）繊維材料を溶媒に溶解させて、均一な繊維材料溶液を得るステップと、
    （２）ステップ（１）で得た均一な繊維材料溶液を、エレクトロスピニングシリンジに入れ、静電紡糸によって、繊維膜を得るステップと、
    （３）ステップ（２）で製造された繊維膜を、繊維膜の横軸又は縦軸のいずれの方向に沿って延伸し、延伸を止めた後繊維膜をこの延伸状態でセッティングし、その後繊維膜を上記延伸方向に直交する方向に沿って延伸し、延伸を止めた後繊維膜をこの延伸状態でセッティングして、前記嵩高繊維層（Ａ）を得るステップと、
    を含む、ことを特徴とする請求項１〜６のいずれか一項に記載の組織修復用繊維膜の製造方法。
12. ステップ（２）の静電紡糸において、マイクロシリンジポンプの速度を０．１〜１５．０ｍｌ／時間、高圧発生器の電圧を５〜４５ｋＶ、収集装置の収集距離を５．０〜３０．０ｃｍに調整することを特徴とする請求項９〜１１のいずれか一項に記載の製造方法。
13. 女性骨盤底機能障害を治療するための組織修復用インプラントシートであって、請求項１〜６のいずれか一項に記載の組織修復用繊維膜であり、且つ嵩高が４００〜１５００ｃｍ³／ｇ、柔軟度が５０〜５００ｍＮである嵩高繊維層（Ａ）を含むことを特徴とするインプラントシート。
14. 更に、繊維糸を配向配列させてなる多孔質三次元構造を有する配向繊維層（Ｂ）を含むことを特徴とする請求項１３に記載のインプラントシート。
15. 前記配向繊維層（Ｂ）における繊維糸の直径が１０ｎｍ〜２０μｍであることを特徴とする請求項１４に記載のインプラントシート。
16. 前記インプラントシートの層同士は、静電紡糸、超音波溶接又は縫合の方式によって接合されることを特徴とする請求項１３〜１５のいずれか一項に記載のインプラントシート。
17. 止血薬、抗感染薬、細胞成長調整剤、毒性抑制剤、麻酔薬のマイクロナノ粒子及び／又は尿失禁治療用薬物を含むことを特徴とする請求項１３〜１６のいずれか一項に記載のインプラントシート。
18. 表面に止血層を含むことを特徴とする請求項１３〜１７のいずれか一項に記載のインプラントシート。
19. 前記止血層に、コラーゲン、ポリオキシエチレン繊維、キトサン、フィブリン、ペプチド及び／又はトロンビンを含むことを特徴とする請求項１８に記載のインプラントシート。
20. 前記止血層は、静電紡糸、凍結乾燥、送風乾燥、又は真空乾燥の方法によって形成されることを特徴とする請求項１８又は１９に記載のインプラントシート。
21. 前記インプラントシートの上下面を貫通する貫通孔を有することを特徴とする請求項１３〜２０のいずれか一項に記載のインプラントシート。
22. 請求項９〜１２のいずれか一項に記載の方法によって前記嵩高繊維層（Ａ）を製造するステップを含むことを特徴とする請求項１３〜２１のいずれか一項に記載のインプラントシートの製造方法。
23. 静電紡糸によって配向繊維層（Ｂ）を製造するステップを更に含むことを特徴とする請求項２２に記載の製造方法。
24. 女性骨盤底機能障害を治療するためのインプラント型医療機器であって、請求項１３〜２１のいずれか一項に記載のインプラントシートを含むことを特徴とするインプラント型医療機器。
25. テンションフリー尿失禁スリング又は骨盤底パッチであることを特徴とする請求項２４に記載のインプラント型医療機器。
26. 前記テンションフリー尿失禁スリングは本体部と端部を含み、前記本体部は、請求項１３〜２１のいずれか一項に記載のインプラントシートで製造され、前記端部は、手術器具での牽引及び／又は固定のためのものであることを特徴とする請求項２５に記載のインプラント型医療機器。
27. 前記本体部は、直線又は波形の外輪郭を有することを特徴とする請求項２６に記載のインプラント型医療機器。
28. 前記波形の凹凸幅の差が１ｍｍ〜５ｍｍであることを特徴とする請求項２７に記載のインプラント型医療機器。
29. 前記骨盤底パッチは、骨盤臓器の脱出、膨隆を修復するための中央部塊状部を含み、前記中央部塊状部は、請求項１３〜２１のいずれか一項に記載のインプラントシートで製造されることを特徴とする請求項２５に記載のインプラント型医療機器。
30. 前記骨盤底パッチは、脱出した骨盤臓器を吊り上げるための、中央部塊状部の外周に位置するアーム状構造を含むことを特徴とする請求項２９に記載のインプラント型医療機器。
31. 一方側の表面層が請求項１〜６のいずれか一項に記載の組織修復用繊維膜である嵩高繊維層（Ａ’）であり、
    他方側の表面層が癒着防止層（Ｂ’）であることを特徴とする癒着防止組織修復膜。
32. 癒着防止層（Ｂ’）がキトサン及び／又はカルボキシメチルキトサンを含むことを特徴とする請求項３１に記載の癒着防止組織修復膜。
33. 前記嵩高繊維層（Ａ’）と前記癒着防止層（Ｂ’）の間に中間層が介在することを特徴とする請求項３１又は３２に記載の癒着防止組織修復膜。
34. 前記中間層は、編み層（Ｃ’）、繊維層（Ｄ’）、又は編み層（Ｃ’）と繊維層（Ｄ’）の組み合わせを含むことを特徴とする請求項３３に記載の癒着防止組織修復膜。
35. 前記繊維層（Ｄ’）は、直径が１０ｎｍ〜１００μｍの繊維糸で交絡してなり、多孔質構造を有し、嵩高が２００〜２０００ｃｍ³／ｇであることを特徴とする請求項３４に記載の癒着防止組織修復膜。
36. 前記癒着防止層（Ｂ’）は、スプレー又は超音波溶接の方法によって他の層と接合されることを特徴とする請求項３１〜３５のいずれか一項に記載の癒着防止組織修復膜。
37. 請求項９〜１２のいずれか一項に記載の方法によって前記嵩高繊維層（Ａ’）を製造するステップと、スプレー又は超音波溶接の方法によって前記癒着防止層（Ｂ’）を他の層と接合するステップと、を含むことを特徴とする請求項３１〜３６のいずれか一項に記載の癒着防止組織修復膜の製造方法。
38. 請求項１〜６のいずれか一項に記載の組織修復用繊維膜、請求項７又は８に記載の組織修復用複合繊維膜、或いは請求項３１〜３６のいずれか一項に記載の癒着防止組織修復膜の、組織修復用製品の製造への使用。
39. 前記組織修復用製品は、ヘルニア修復パッチ、女性骨盤底機能障害修復システム、人工回旋腱板、脳硬膜修復パッチ、髄膜修復パッチ、人工皮膚、心膜パッチ、人工血管、人工神経管、人工歯根膜、人工靭帯、人工アキレス腱、骨修復製品であることを特徴とする請求項３８に記載の使用。
40. 前記女性骨盤底機能障害修復システムは、骨盤底修復パッチ、尿失禁スリング又は瘻修復パッチであることを特徴とする請求項３９に記載の使用。
41. 請求項１〜６のいずれか一項に記載の組織修復用繊維膜、請求項７又は８に記載の組織修復用複合繊維膜、或いは請求項３１〜３６のいずれか一項に記載の癒着防止組織修復膜で製造されることを特徴とする組織修復用製品。
42. ヘルニア修復パッチ、女性骨盤底機能障害修復システム、人工回旋腱板、脳硬膜修復パッチ、髄膜修復パッチ、人工皮膚、心膜パッチ、人工血管、人工神経管、人工歯根膜、人工靭帯、人工アキレス腱、骨修復製品であることを特徴とする請求項４１に記載の組織修復用製品。
43. 前記女性骨盤底機能障害修復システムは、骨盤底修復パッチ、尿失禁スリング又は瘻修復パッチであることを特徴とする請求項４２に記載の組織修復用製品。

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