JPH04502416A - 発泡ポリウレタンおよびコラーゲンのプロテーゼおよびその用途 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 関連出願 本出願は、１９８８年１２月８日出願の米国特許出願第０７７２８１．３６４号 の一部継続出願である。

発明の分野 本発明は医療プロテーゼ（医療用の人工代用物）の分野に属する。

詳細には、本発明は、コラーゲンおよび発泡ポリウレタン（ｆｏａｍ　ｐＱｌｙ ｕｒｅｔｈａｎｅ）の均一な混合物から構成されている、例えば血管プロテーゼ または軟組織代用物としての用途に適しているプロテーゼ（人工代用物）を目的 とするものである。

血管および他の解剖学的な管の代用物としてプロテーゼを使用することが医療お よび獣医学領域において関心を集めている。生体適合物質（バイオマテリアル） をプロテーゼおよび生体医学的用具に使用することはバンカー（Ｈａｎｋｅｒ、 　Ｊ、　Ｓ、　）らの５ｃｉｅｎｃｅ　２４２：８８５−８９２＜１９８８）、 およびゲベレイン（Ｇｅｂｅｌｅｉｎ、　ｃ、　ｃ、　）によるｒＰｒｏｓｔｈ ｅｔｉｃ　ａｎｄ　Ｂｉ。

ａｅｄｉｃａｌ　ＤｅｖｉｃｅｓＪ、Ｋｉｒｋ−Ｏｔｈ＋ｉｅｒ、Ｃｏｎｃｉｓ ｅ　Ｅｎｃｙｃｌｏｐｅｄｉａ　ｏｆ　ＣｈｅｍｉｃａＩ　Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇ ｙ＋グレーソン（Ｍ、　Ｇｒａｙｓｏｎ）編、　Ｗｉｌｅｙ　＆　５ｏｎｓ、　 １９８５＋　９６５−９６８頁に記載されている（両者とも引用によって本明細 書に包含される）。プロテーゼがある種の適用に許容され得るにはその適用にと って適切な機械的性質および生体許容性の組成を有していなければならない。例 えば、血管プロテーゼは、細胞接着および血流の持続を助けるが、裂けたり割れ たりすることがない程に十分な強度を有する生体許容性の表面を提供できなけれ ばならない。特に、血管プロテーゼはプロテーゼ本体に沿って、または縫合部位 で裂けてはならないことが重要である。

医療用プロテーゼにとって望ましい多くの性質を備えたバイオマテリアルとして コラーゲンが提示されている。コラーゲンは構造的および遺伝学的に独特な多く のタイプに分類されている繊維状タンパク質の一種である［ストライアー（Ｓｔ ｒｙｅｒ、　Ｌ、　）のＢｉｏｃｈｅＩＩｌｉｓｔｒｙ＋　２編。

１、　Ｈ，Ｆｒｅｅｍａｎ　＆　Ｃｏ、　、　１９８１．１８４−１９９頁］。

Ｉ型コラーゲンが最も普通の形態である。■型コラーゲンはヒフ、つのサブユニ ットおよび異なる配列のα２と呼ばれる１つのサブユニットから構成されている 。他のタイプのコラーゲンは、それぞれが約１，０００アミノ酸からなる３つの 同一サブユニットまたは鎖から構成されている。

種々の組織がその構造の必要に応じて異なるタイプのコラーゲンを発現する。例 えば、■型コラーゲンは軟骨に、■型コラーゲンは血管および冠血管系に、そし て■型コラーゲンは基底膜に局在している。コラーゲンは、高い引張強度（ｔｅ ｎｓｉｌｅ　ｓｔｒｅｎｇｔｈ）を有する不溶性繊維から形成されている点、独 特のタンパク質である。

純粋なコラーゲンから形成された管は、血管プロテーゼ［ノイシキ（Ｎｏｉｓｈ ｉｋｉ、　ｙ、　）らの米国特許第４．６９０．９７３号、チｘ　−（Ｃｈｕ、 　Ｇ−）の米国特許第４．６５５．９８０号、およびフ’ｙり（■ｕｃ＋　Ａ− ）のＪ、　Ａｍ、　Ｌｅａｔｈｅｒ　Ｃｈｅｗ。

Ａ１５ｏｃ、　８０：１９５−２１２（１９８５）コ、動脈プロテーゼ［ミュー ラ−（Ｍａｕｒｅｒ、　Ｐ、　）らのＥｕｒ、　Ｓｕｒｇ、　Ｒｅｓ、　（１９ ８３）　５ｅｐｔ、　−０ｃｔ、　、　９０頁］、尿管代用物［タチバナ（Ｔａ ｃｈｉｂａｎａ、　Ｍ、　）らのＪ、Ｕｒｏｌｏｇｙ　１３３：８６６−８６９ （１９８５）］、および経口投与のための、または放出制御した物質の移植のた めのマイクロカプセル用物質［フック（ｌｕｃ、　Ａ、　）らの米国特許第４． ７１１．７８３号および第４、６７０．０１４号、サンダース（Ｓａｎｄｅｒｓ 、　Ｎ、　Ｊ、　）のＣｈｅｗ、　Ｅｎｇ、　Ｎｅｗｓ＋　４月１日。

１９８５、３０−４８頁］として使用されることが提唱された。

しかし、コラーゲンのみで形成されたプロテーゼの機械的性質は割れたり裂けた りする傾向があることから、多目的用途には満足のいくものではない。特に、コ ラーゲンのみで形成されたプロテーゼは小さな径の血管の代用物としては満足の いくものではない［Ｈｕｃ、　Ａ−のＪ、　Ａｔ　Ｌｅａｔｈｅｒ　ＣｈｅＬｌ ｌ、　Ａｓ５ｏｃ、　８０　：　１９５−２１２（１９８５）］。コラーゲンを 固定化またはなめし法により処置することによりその機械的性質を強化しようと いう試みがあったが成功を収めていない。グリ口（ＧｒｉｌＩＯ）はコラーゲン 管は脆弱すぎるので、針の穴の部位で破れることなく微細なシルクを縫合するこ とは不可能であることを見いだした［Ｇｒｉｌｌｏ＋■、Ｃ１らのＪ、Ｓｕｒｇ 、Ｒｅｓ　１１（１）：６９−８２（１９６２）］。

フラーゲンの管状プロテーゼにおける上記の機械的欠陥を防止するため、ダクロ ン（Ｄａｃｒｏｎ）およびポリウレタンなどの他のポリマーから構成されたプロ テーゼが製造されるとともに［ロバ−）　（Ｒｏｂｅｒｔ。

Ａ、　−Ｍ、　）らのＰａｔｈｏｌ、　Ｂｉｏｌ、　（Ｐａｒｉｓ）　２４−５ ｕｐｐ、　：４２−４７（１９７Ｂ）、モーベピット（Ｍａｕｐｅｐｉ　ｔ、　 ｐ、　）のＥＰ特特許出願公開第０５８６２岩よびポリウレタンの組合わせ物も 製造されている［ハンソン（ＨａｎｓｏｒｂＳ．　Ｒ．　）の米国特許第４，　 ６８７，　４８２号、マノ（Ｍａｎｏ．　Ｈ．　）らの米国特許ＲＥ　３１。

６１８、およびブデック（Ｂｕｄｄｅｃｋｅ．　Ｅ．　）のＤＥ特許第１．　４ ９４，　９３９号コ。しかし、これらのプロテーゼはコラーゲンの生体適合性を 欠いており、コラーゲンがプロテーゼの血管再生を促進するようには作用しない ［Ｈｕｃ，　Ａ．のＪ．　Ａｓ．　Ｌｅａｔｈｅｒ　Ｃｈｅｗ．　Ａｇ５ｏｃ． 　８０：１９５−２１２（１９８５）］。さらに、合成材料のみからなるプロテ ーゼは外来性の生体応答を引き起こし、疲労の原因となり、または毒性もしくは 癌誘発性を示すことが多い［Ｇｒｉ　ｌｌｏ，　Ｈ．　Ｃ１らのＪ．　Ｓｕｒｇ ．　Ｒｅｓ．　ｌ　Ｉ（１）　：６９−８２（１９８２）］。

発泡ポリウレタンおよびコラーゲンからなる組成物は避妊用スポンジとして［Ｙ ｏｒｈａｕｒ，　Ｂ．　、　Ｂｉｏｆ　１ｕｉｄ　Ｍｅｃｈａｎｉｃｓ，　２巻 ，　１９８０，ブレノー（ＰＩｅｎｕａ）、　９３−１２４］、さらに新血管新 生を促進するために使用されている［Ｌａｍｂｅｒｔｏｎ＋　Ｐ．らのＡＳＡＩ Ｏ　Ａｂｓｔｒａｃｔｓ　１６：２９（１９８７）］。Ｌａｍｂｅｒｔｏｎはさ らに、コラーゲンをしみ込ませたポリウレタンスポンジを内分泌腺もしくは肝臓 移植における新血管新生の促進、軟組織プロテーゼ、骨移植片またはドラッグデ リバリ−システムに使用することも提唱した［Ｌａｍｂｅｒｔｏｎ，　Ｐ．らの ＡＳＡＩＯ　Ａｂｓｔｒａｃｔｓ　１６：２９（１９８７）］。

しかし、喪失した、罹病したまたは障害を受けた生物学的管および特に小さな直 径の生物学的管の代用物として臨床適用できる導管用に、必要とされる柔軟性お よび機械的強度を有するコラーゲンにおける生体適合性を有しているプロテーゼ は、依然として要求され本発明は、プロテーゼとしての移植用生体適合性ユニッ トに成形することのできる、発泡ポリウレタンおよびコラーゲンからなる組成物 であって、コラーゲンがプロテーゼ構造体の骨格を形成するマトリックスの必須 成分であるものに関する。

本発明はさらに、両端が開口しており内部に流路を形成している伸長した中空体 管からなる動物における移植に有用である管状プロテーゼで弗って、発泡ポリウ レタンおよびコラーゲンの均一混合物の１つまたはそれ以上の層からなるプロテ ーゼに関する。このようにして製造された血管プロテーゼはヒトの動脈の代用物 と一致した強度および柔軟性を有している。

本発明はさらに、軟組織代用物または徐放性ビヒクルのマトリックスとして使用 され得る、１つまたはそれ以上の層の生体適合性ユニットに成形することのでき る発泡ポリウレタンおよびコラーゲンの組成物に関する。このような生体適合性 ユニットは、例えばホルモンまたは薬物などの医療用物質を制御した速度で供給 することもできる。

図面の簡単な説明 第１図は、イヌ頚動脈の典型的な引張強度応答を示すグラフであ第２図は、ポリ ウレタン／コラーゲン移植片（１，０ｘｇ／ｘＱコラーゲン）一層の引張強度を 示すグラフである。

発明の詳細な説明 本発明は、欠失した、罹患したまたは障害を受けたヒトまたは他の動物の体の一 部と取り換え可能である人工用具、プロテーゼとして移植するのに適した、生体 適合性の広範な導管、特に管に成形することのできる、発泡ポリウレタンおよび コラーゲンの混合物からなる組成物を提供するものである。さらに、発泡ポリウ レタンおよびコラーゲンの本発明組成物は、ヒト動脈の代替物として適した機械 的性質を備えた血管プロテーゼに成形することができる。また、発泡ポリウレタ ンおよびコラーゲンの本発明組成物は、軟−組織代替物および徐放性ビヒクルと して使用することのできる移植可能な生体適合性のユニットに成形することもで きる。

本発明のプロテーゼ組成物は、フラーゲンブロテーゼにおける機械的な欠陥が発 泡ポリウレタンにより補填され得るという発見に基づいている。発泡ポリウレタ ンおよびコラーゲンの混合物からなる本発明のプロテーゼは第一に、コラーゲン の生体適合性という利点およびポリマー化した発泡ポリウレタンの機械的な利点 、を有しているプロテーゼの移植を可能にするものである。架橋反応期にコラー ゲンを混入させると、コラーゲンは成形されるポリウレタンプロテーゼ構造体の 不可欠な化学成分となる。プロテーゼが形成される時に、コラーゲンをポリウレ タンマトリックスに組み入れると、意外にも、予想外のかつ便利な機械的性質が 実現された。これらの予想外かつ便利な機械的性質は、縫合部位の裂けに対する 予想外の強度および耐性等に現れる。

「プロテーゼ」とは、欠失した、罹患したまたは障害を受けた動物の体の一部と 取り換えできるように設計された人工用具を意味する。

本発明組成物（発泡ポリウレタンおよびコラーゲンの均一混合物）の少なくとも １つの「層」を含有するプロテーゼとは、本発明組成物の少なくとも１つの別個 の層状層（ｐｌｙ）または薄層（ｓｔｒａｔａ）を含有するプロテーゼを意味す る。この層は最終生成物においては、各層が他の層を取り巻いているが、層状層 または薄層である各層は別個にまたは異なる時に他の層から最初に成形しておい たものである付加的な層と接合（ｊｏｉｎ）することができる。本発明組成物を 含有する層は相互に直接に、または異なる組成を有する物質の層（群）を介して 物理的に分離して隣接することができる。プロテーゼの内側および／または外側 表面を「被覆」するために、本発明の組成物とは異なる組成を有する物質の層（ 群）も使用することができる。例えば、累積層プロテーゼは外層にポリウレタン およびシリコンを含有するように成形することができる。

動物または宿主なる用語は、ヒトまたは、別々の器官系と循環系を有する程に十 分発達した動物界の他の類を意味する。

「生体適合性」とは、生組織と適合できることを意味し、すなわち生体適合性物 質は宿主に障害を及ぼさず、また重大な外来生体反、応を誘起させない。重大な 外来生体反応では、プロテーゼの機能はる。

「移植」は、組織成長の促進、医薬物質の緩徐な放出、または組織周囲の器官単 位の形成を促進させるプロテーゼを、組織などの生存部位に、または生物学的管 もしくは導管の代替物として確実に配置または固定させることを意味する。

「導管」とは、体液などの何らかのものが流動し、またはそれが運搬される通路 を意味する。

「管状」とは、管の形態を意味し、すなわち伸長していることもある中空（ｈｏ ｌｌｏｗ）に似たシリンダーである。本発明のプロテーゼが中空管の形態である 場合、それは内側表面と外側表面とを有する：内側表面はそのプロテーゼを介し て運搬される液を取り囲むものとなる。

「均一混合物」とは、その混合物の物理的構造全体にわたフて同じ組成または物 理的性質を有している混合物を意味する。

「徐放性ビヒクル」とは、薬物またはホルモンなどの物質の放出を、数時間、数 日、数カ月または数年にもわたって、相当する時間だけ延長することのできる生 体適合性のビヒクルを意味する。

ウレタンの化学はピルメイヤー（Ｂｉ　１１ｍｅｙｅｒ＋　Ｆ、　ｆ、　）のＴ ｅｘｔｂｏｏｋ　ｏｆＰｏｌｙｍｅｒ　５ｃｉｅｎｃｅ、　１ｌｉｌｅｙ　＆　 ５ｏｎｓ、　１９８４において論述されている（これを引用によって本明細書に 包含させる）。ポリウレタンは式：で示される基を含有するポリマーであり、通 常ジイソシアネートとグリコールとの以下の反応式によって形成される：ｘＯｃ ＮＲｃＮＯ＋　ｘＨＯＲ’ｏ）ｌ　−［０ＣＯＮＨＲＮＨＣＯＯＲ’　−コＸポ リウレタン発泡体を製造するには、ポリマー中の過剰のインシアネート基を水ま たはカルボン酸と反応させて、架橋が起こると同時に泡を吹き込む二酸化炭素を 産生させる。これにより、取り込まれた二酸化炭素からなる多数の気泡を含有す る架橋生成物が得られる。Ｂｉ　ｌｌｍｅｙｅｒ、　Ｆ、　Ｗ、　［前掲］が記 載しているように、ポリウレタン発泡体は硬化させると、ポリマーの性質および 架橋のタイプに応じて可撓性または剛体性になる。材料が最終形態に形成される と同時にポリマー化および架橋が起こる反応注入式塑造法（ＲＩ　Ｍ）は、ポリ ウレタンが急速硬化されるので特に適合している。

ウレタン発泡体は幾つかの工程で製造される。第１に、ポリ（１゜４−ブチレン グリコール）、ソルビトールポリエーテルまたは、分子量約１，０００ダルトン の他のポリエーテルから製造されたポリエーテルからなる基礎中間体がある。可 撓性発泡体が所望の場合、この中間体は２官能性（ｂｉｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ） であり、そして剛体性発泡体が所望の場合、この中間体はポリ官能性である。

基礎中間体は芳香族ジイソシアネート、通常はトリレンジイソシアネートと反応 し、プレポリマーを与える。次いで、このプレポリマーに触媒を加えると、既述 のように架橋が尿素の橋かけ合成を介して形成されて気泡が急速生産される。架 橋によって融点が上昇し、溶解度が低下し、保湿分が回復され、鎖内結合が強化 される。

ある場合には、フルオロカーボンなどの低沸点の不活性液体が二酸化炭素の吹き 込み作用の代わりに使用されている。これにより、幾つかの改変された特性、例 えば二酸化炭素の吹き込み発泡体と比較した場合に、取り込まれたフルオロカー ボンガスに由来してそれよりも低い温度伝導率を有する発泡体が得られる。ある いは、発泡体を始めに不活性ガスで部分的に泡立たせた後、二酸化炭素で発泡さ せる２段階合成も使用することができる。

可撓性発泡体を合成するための１段階反応では、ポリエーテル中Ｍ体であるトリ レンジイソシアネートおよび触媒を発泡直前に混合する。

Ｈｙｐｏｌ　２００２　［ＬＲ，Ｇｒａｃｅ　ａｎｄ　Ｃｏ、、Ｌｅｘｉｎｇｔ ｏｎ、Ｍ＾から販売されている］は、水および他の水性溶液と混合した時に、抽 出され得るトルエンジアミン、トルエンジイソシアネートまたは他の第１級芳香 性アミンを有さない親水性の気泡を産生ずる医療用特級のポリウレタンプレポリ マーであるので、好ましい。この生成物の気泡抽出物は体に無害であり、突然変 異誘発性でない。さらに、その硬化生成物は、細胞成長を支持するための良好な バイオマテリアルであり、血液／表面の接触面として役立ち得る良好なバイオマ テリアルであることが示されている。ハイボール（Ｈｙｐｏｌ）は米国特許第４ ．１２７．２００号に記載されている（これを引用して本明細書に包含させる） 。弾力性のあるバイオマテリアルは血管移植片、小径の血管移植片、心房パッチ 、心室パッチ、プロテーゼ心臓弁膜尖および動脈パッチなどの移植用医療用具の 製造に必須である。

さらに、発泡性ポリウレタン（ポリウレタンインシアネート）はその最終生成物 が生体分解され得るように製造操作することができ、それによりその生成物は宿 主にゆっくりと吸収されるようになる。

この材料は、急速に生体分解されるものから、宿主においてダクロン（Ｄａｃｒ ｏｎ）と同じように安定である物質として定義される生体耐久性のものまで広範 な範囲内のいずれの段階にまでも操作することができる。最終ポリマーの生体分 解性の測定は、生存哺乳動物系において切断（または消化）され得る、反応性液 体中における化学種（または基）の封入（ｉｎｃｌｕｓｉｏｎ）によって行われ る。最終ポリマーの生体分解性を増大させるためには例えば、ハイボールを、イ ンビボ分解され得る乳酸基と反応させればよいであろう。この例では、材料１ユ ニツト当たりの分裂され得る乳酸結合の総数が、分解の必要時間を決定するもの であろう。

例えば合成コラーゲンなどの非−抗原性かつ非−特異的なコラーゲンは本発明に 有用である。■型コラーゲンは血管に本来的なコラーゲンの型であるので、それ を血管移植片として使用するのが好ましい。血管コラーゲン（■型）はシグマ・ ケミカル・カンパニー［ミズリー、セントルイス］から市販されている。このコ ラーゲン溶液を０、　ＯＯ５Ｍ酢酸溶液に溶解する。このコラーゲンは、冷状態 （４−６℃）、２４−４８時間で容易に溶液になる。

本発明のプロテーゼは少なくとも３つの必須の特性を有している。

第１に、本発明のプロテーゼは動物組織に適合性であり、重篤な外来生体反応を 惹起させない。第２に、本発明プロテーゼは（ａ）縫合部位の割れに対して耐性 であり、かつ（ｂ）運搬される血液などの体液の生理学的圧力による裂けに対し て耐性である程に強固である。

第３に、本発明プロテーゼは移植部位の新血管新生を促進させ、近接領域の細胞 の内成長と増殖および新組織の発育を助ける表面を提供することができる。これ ら３つの特性は、プロテーゼ構造体への形成または成形期にポリウレタンを化学 的に架橋させるその時に、反応混合物中にコラーゲンを含有させることによって 得られる。

特に、本発明組成物は小さい径の移植片、すなわち内径が５．０１１またはそれ 以下の移植片と適合する。末梢血管の臨床手術において普通使用されるような標 準的サイズである６、０ｙｔｘまたはそれ以上の大きさの移植片も本発明組成物 と適合性である。

好ましくは、プレポリマーはＨｙｐｏｌ　２００２であり、それを、１．０ｘｇ ／ｘＱコラーゲン、２単位／１１ｅヘハリンおよび０．１％／ＬトリトンＸ−１ ００（２１１２，界面活性剤としてのもの）を含有する乳酸リンゲル溶液または 食塩水の保存溶液と混合する。乳酸リンゲル溶液（ＵＳＰ）は塩化ナトリウム５ ００１ｇ、乳酸ナトリウム３００１ｇ、塩化カリウム３０ｍｇおよび塩化カルシ ウム２０！ｇを蒸留水１００ｘＱ総量中に含有している。

好ましくは、例えばフラーゲン溶液ＩＩＩＩＱ当たりＨｙｐｏｌ２００２（１１ （２）を加えるようにして、Ｈｙｐｏｌ２００２を血管コラーゲンの溶液に１： １の容積比で加え、コラーゲンとポリウレタンとの反応を行い、鋳型中で反応を 進行させる。好ましい態様では、Ｈｙｐｏ１２００２およびコラーゲンの溶液を ４−６℃で混合し、２分以内で反応時間を終了させる。

ポリウレタンを温度の機能によって活性化させ、ＣＯ２を放出させる。温度、し たがってＣＯ２が放出される速度は、最終生成物のＣｏ、の気泡の数と大きさと を制御するものであり、したがってプロテーゼ壁の発泡性、浸透性および強度を 決定するものである。好ましい態様では、反応を４−６℃で行い、気泡がプロテ ーゼ全体にわたって小さく、均一に分散された生成物を得る。

気泡の径が０．２ｘｘ以下の場合にその気泡は小さいとみなされ、０．２−０． ５の場合に中間の大きさと、１ｕ＋以上の場合に大きいとみなされる。大きな気 泡は望ましくなく、その大きな気泡の部位でプロテーゼは損傷を受け易くなる。

本発明の成形されたプロテーゼは、血管セグメントが大容量を保持して容易に拡 張できると当業者が理解している程のコンプライアンスを有するヒト動脈と少な くとも同じコンプライアンスを有している。コンプライアンスとは一般に、特定 の血管の健康度全体を示す指標とみなせるものである。本発明の発泡ポリウレタ ン−コラーゲン移植片は、天然の血管よりも相当に「適合性」、すなわち「弾力 性」があり、塑性変形をも伴わずに最初の長さを２倍に引き伸ばせる能力を有し ている。塑性変形とは、物体が正常の形態に戻る、またはスナップバックする能 力を超えて伸びることを意味する語句である。それは、物体が損傷または破壊す る直前における変形曲線の部分である。

トリトンＸ−１００は、種々のポリオキシエチレンエーテルおよび他の表面活性 化合物から構成される非イオン性の洗浄剤である。

トリトンＸ−１００はＲｏｈｍ　＆　Ｈａａｓ　Ｃｏ、から市販されている。本 発明では、トリトンＸ−１００は界面活性剤としてのみ役立つものであり、コラ ーゲンとポリウレタンとの反応には関与しない。したがって、非〜イオン性であ るＢｒ１ｊＳＴｖｅｅｎまたはシリコン油などの他の表面活性剤も本発明では有 用であろう。表面活性化合物は必ずしも必要でなく、所望により排除することが できる。表面活性化合物を加えるか否かの判断は、コラーゲン−ポリウレタン溶 液の適当なプロテーゼ形成における挙動に依存する。例えば、合成コラーゲンで あるｒ　Ｖ　ｉｔｒｏ−ｇｅｎ（Ｃｏｌｌａｇｅｎ　Ｃｏｒｐ、　）ｊを使用し て製造するプロテーゼでは、成形プロテーゼを形成する溶液中に表面活性化合物 を添加することを要せずに、所望の生成物を得ることができる。

ヘパリンは上皮細胞増殖因子および抗凝結剤として役立ち、コラーゲンとポリウ レタンとの反応に必要なものではない。ヘパリンを反応時にコラーゲン溶液中に 存在させれば、プロテーゼ全体がその化合物で充満される。ヘパリンは上皮細胞 増殖因子としては、移植後のプロテーゼの全面上皮性内層としての上皮細胞の定 着を助ける。

移植前に接種した場合には、上皮細胞の内層はプロテーゼの血栓発生を減少させ る［シンド（Ｓｈｉｎｄｏ、　Ｓ、　）らのＪ、　Ｖａｓｃ、　Ｓｕｒｇ、　６ ：３２５−３３２（１９８７）コ。

非常に好ましい態様では、本発明のプロテーゼは、「受動」プロテーゼとは対照 的に「活性」プロテーゼである。「活性プロテーゼ」は機械的役割を果す。機械 的役割には例えば、（ａ）体液を閉じ込めて輸送する機械的な役割、（ｂ）体液 流を調節する、例えば弁などのように開口部を開き、および／または閉じる機械 的な役割、および（ｃ）周りの環境の生理学的要求に応じて弛緩および／または 伸縮する、例えば大動脈パッチの弛緩および伸縮の要求に応じた機械的な役割が ある。

本発明の方法によって製造されるプロテーゼは、抗生物質、抗真菌物質および縮 瞳物質、および移植片の夾雑を予防する他の物質を含有させた蒸留水中に保存す ることができる。あるいは、本発明のプロテーゼは乾ｍし、次いでエチレンオキ サイド滅菌することができる。本発明のプロテーゼはガンマ放射線によって滅菌 することもできる。

１つの態様では、天然の生物学的管と本発明プロテーゼとの壁の厚さは実質的に 同じである。本発明プロテーゼの壁の厚さにおける限定事項は、割れたり裂けた り、または望ましくない漏出もしくは生理学的条件下における血液学上の問題が 惹起しないように機械的に十分な強度を提供する厚さである必要があることのみ である。本発明プロテーゼの厚さは必ずしも天然の生物学的管の厚さと正確に一 致する必要はない。

好ましい態様として、コラーゲン−ポリウレタン混合物を一層以上で含有し、各 層が他の層を取り巻いているプロテーゼが考えられる。より好ましい態様では、 少なくとも２つの層を有するプロテーゼを構築し、外側の層にはコラーゲンの代 わりにシリコンエラストマーを含有させる。２つの層を有するプロテーゼは、例 えば心棒の回りの第１のプロテーゼ層を成形し、次いでその心棒を取り除かずに 第１のプロテーゼの構造体の回りに第２の層を成形することによって製造するこ とができる。この方法によって２つの層が「接合コされる。さらに、当業者なら ば、本発明組成物の２つの成形層を接合させるための、２つの成形ユニットを化 学的に連結するなどの他の方法も理解されよう。コラーゲン−ポリウレタン混合 物の１つのみの層ではな（、複数の層を含有するプロテーゼの利点は、その累積 層プロテーゼが強固であり、潜在的な体液の漏出に対してより良好に保護されて いることである。シリコンエラストマーまたは、プロテーゼに強度を与える類似 物質を含有する外側の層は、所望の適用を行う際にプロテーゼが弱体化する傾向 を防ぎたい場合には好都合である。シリコンの代わりに、またはそれに加えて加 えることのできる物質の例には、他のポリウレタンまたは、より小さな弾性を有 するエラストマーポリマーが挙げられる。

成形コラーゲン−ポリウレタン混合物の層を含有するプロテーゼはコラーゲン− ポリウレタン層が物理的に相互接着するように構築でき、または層間で異なる物 質のポリマー、メツシュまたは網状の層を用いて構築することもできる。要は、 最終生成物の種々の層が生理学的条件下で分離しないことのみが必須である。種 々の層に別の薬物、医薬活性物質または他の生物学的活性物質を浸透させて、そ れらの物質をプロテーゼの特定の表面に局所的に分配させること有させることも できる。

薬物、ホルモン、免疫抑制剤、生物学的活性物質などの医薬活性物質をコラーゲ ン溶液に含有させてそれらを成形プロテーゼ構造体に組み込ませることにより、 宿主の移植部位にこれらの物質を局所的に暴露させ、またはそれらの供給を制御 することができる。適当な抗生物質溶液には、ペニシリン１０．０００　Ｕ／ｚ Ｑ、ストレプトマイシン１０．０００ｇｇ／ｚＱ、またはフンギシン（ｆｕｎｇ ｆｚｏｎｅ）　２５　ｐｇｌ村を含有させる。

好ましい態様としては、血管移植片、小径の血管移植片、心房パッチ、プロテー ゼ心臓弁膜尖または動脈パッチの移植に、本発明の導管を血管プロテーゼとして 使用する。他の好ましい態様では、小径の血管、特に直径が５ｕ以下の血管と置 き換える、またはそれを移植するために本発明を使用する。

本発明のプロテーゼ、すなわち導管は尿管、尿道または胆管プロテーゼとしても 有用である。当業者ならば理解されようが、本発明組成物を使用すれば、生物学 的ドレイン、カテーテル、カニユーレ、シャント（血液流路）、チューブまたは 、気管もしくは腸管などのチューブ様器官に適用可能な導管が得られる。

本発明のプロテーゼは軟−組織の代替物として、例えば内分泌腺もしくは肝臓移 植、軟−組織プロテーゼ物質および骨移植片などの生物式ニジステムにおいても 有用である。

他の態様では、本発明の組成物は、本質的に化合物の延長した用量を供給する徐 放性ビヒクルを作成するためにも使用される。このようなビヒクルは、心疾患、 緑内障、狭心症、動揺病、麻薬中毒、癌、糖尿病、花粉アレルギー、および高血 圧などの多くの疾患を処置するのに使用される薬物、医薬活性物質、生物学的活 性物質などを延長して局所的に供給するうえで有用である。さらに、このような ビヒクルは消化系において、例えば体重をコントロールするために上記化合物を 持続的に放出させ、またはそれらが胃を通過するまで薬物の放出を遅らせるのに 有用である。本発明の組成物はさらに、化粧品、殺虫剤、肥料、洗浄剤、クリー ニング剤などの効能を延長させるためのマトリックス系を含有するユニットを提 供することもできよう。

本発明の徐放性ビヒクルは累積層形態で具体化した場合、種々の速度で、または 種々の作用部位に種々の化合物を供給するために使用することができる。例えば 、本発明ビヒクルの外側の層に組み込ませた目的化合物は、内側の層にのみ含有 させたものよりも早くビヒクルから拡散されよう。あるいは、下方腸（ｌｏｗｅ ｒ　１ｎｔｅｓｔｉｎｅ）で放出させたい薬物をビヒクルの内層に含有させ、胃 で放出させたい薬物をその外層に含有させることにより、放出させる１つの薬物 を胃に供給し、１つの薬物を下方腸に供給するようビヒクルを設計することもで きる。

以上のとおり本発明を一般的に説明してきたので、以下に、本発明をより理解し 易くするために実施例を記載するが、これらは特に明記しない限り本発明の範囲 の限定を意図するものではない。

犬施側」 ポリウレタン／コラーゲン／シリコンエラストマーの累積Ｊｉ移植片の製造方法 ６軸として使用するためのシリコン管を旋盤（レーダ）などの回転装置に設置す る。Ｈｙｐｏｌ　２００２を貯蔵コラーゲン溶液と１：１の比率で混合する（こ の貯蔵溶液はｌｕｇコラーゲン／ｆｆ１Ｑである）。ポリウレタン／コラーゲン 混合物を回転している６軸に対して層状にし、通常約３０分間回転を続けながら 硬化させる。

等量のＨｙｐｏｌ　２００２とＤｏｔ　Ｃｏｒｎｉｎｇ　＃９２−００９シリコ ン分散液とを混合し、次いで保存食塩溶液（０，９％ＮａＣｌ２．２単位／ｚＱ ヘパリン、および２　ｚＱ／リットル０．１％トリトンＸ−１００Ｘコラーゲン は含有しない）中に混ぜ入れて、ポリウレタンおよびシリコンの混合物を調製す る。次いで、得られたコラーゲン／シリコン混合物を、回転心軸における硬化Ｈ ｙｐｏｌ／コラーゲンの第１の層の上に重層し、回転を続けながら硬化させる。

硬化させる前にシリコン分散液＃９２−００９（約４ｇ）を食卓塩約２−３ｇと 混合し、最終シリコン層に小孔ができるようにする。次いで、このシリコン分散 液塩混合物を回転心軸における前の層の上に重層する。このコーティングを回転 させながら硬化し、数時間かけて硬化を完全に行う。この層は一晩硬化させるの が通常である。回転は約２時間後に停止すればよく、その後ならば、シリコンエ ラストマーはさらなる回転を要せずにその形態が保持されている。食塩はシリコ ン分散液中には溶解せずに、層が硬化したなら、その後に塩の結晶が肉眼で観察 される。

この時点では、６軸を伴った移植片を旋盤から取り出すことができ、それを蒸留 水に浸して塩を溶出させる。塩の結晶を除去することにより、本明細書に記載し た用途に適合する小孔材が得られる。

得られたシリコンエラストマ一層は小孔を有し、依然として薄く、抱合部位の裂 けに抗する程に強固である。

得られた移植片を６軸から取り出して保存する。この移植片は乾燥状態で保存す ることができ、または食塩水保存溶液（抗生物質を含有させている）中で保存す ることができる。乾燥させて保存した場合は、使用する前に移植片を再水和する ことが必要である。

実施例２ 引張強度の測定 ２単位／ｘＱヘパリンおよび２　＊Ｑ／リットル０．１％トリトンＸ−１００を 含有する乳酸リンゲル液（または０．９％Ｎ　ａＣｉ２）中に溶解したＩＢ／ｘ ρコラーゲンを含有する保存溶液とプレポリマーＨｙｐ。

１２０００を等量ずつ手作業で穏やかに混合することにより、移植片の基本型を 調製した。ガラスロッドを使用して混合し、移植片の管腔用の６軸としてそれを 試験官内に残した。激しく振盪させるのではなく、穏やかに混合することが、大 きな気泡の発生を防ぐことから必須である。

木製の舌圧子を使用してカップ内で混合した後、ポリウレタン−コラーゲン混合 物を管状鋳型に注いで反応させ硬化させた。この方法によれば、実際上あらゆる サイズの移植片を製造することができる。混合物が泡出つにつれ、液が注がれる 縦の開口部を介してその混合物が鋳型からあふれ出た。材料を硬化させた後、過 剰部分を除去した。次いで、管腔を形成した片上の鋳型から移植片を取り出した 。次いで、この片を引っ張り出し、管状のキャストをそのままにしておく。残っ た過剰の材料を再び除去した。

得られた移植片から切断した長さ０．５ｃ貢のリングを、引っ張り強度試験装置 ［１ｎｓｔｒｏｎ］試料容器に挿入し、試料の引っ張り強度を試験した。

第１図に示しているように、圧迫および引張試験により、材料が障害を受ける前 に殆ど塑性変形を伴わない優れた伸び特性（約２倍）を示した。プロテーゼ試料 全体に均一に分散した気泡を有していないものは劣っており、圧迫および引っ張 り試験では不十分な結果を与えた。

実施例３ コンプライアンス測定 実施例１に記載のようにして調製したプロテーゼの引張強度および伸び測定値を 第２図に示す。２から３倍の生理学的な範囲にわたって、全移植片の伸びは約４ ０％、すなわち４３１３１であった。上記のようにして調製した実験的な移植片 は、流圧１５０ｘｘＨｇのインビトロサーキットで約１０％の直径の拡張（力学 的コンプライアンス）を示す。

実施例４ Ｈｙｐｏｌの生物学的適合性 予備細胞培養実験を行い、上皮細胞用の宿主材料として硬化！（ｙｐｏ１２００ ２を調査した。硬化Ｈｙｐｏｌ　２００２の約２ＣＲ″の小さなディスクを細胞 培養物のウェルに入れ、イヌの上皮細胞を接種した。

本発明者らの研究所で実施している、全ての細胞培養実験のための標準としての 細胞培養法と同じものを行った［シンド（Ｓｈｉｎｄｏ、　Ｓ、　）らのＪ、　 Ｖａｓｅ、　Ｓｕｒｇ、　５：３２５−３３２（１９８７）］。細胞はＨｙｐｏ ｌ材料の一面に生え、兄事に素早く全面成長した。このことは、Ｈｙｐｏｌが上 皮細胞および接種プロテーゼにとっての生物学的に許容し得る物質であることを 示すものである。

実施例１に記載のようにして調製したコラーゲン−ポリウレタン−シリコンのプ ロテーゼを６匹のヒツジの頚動脈部位に移植した。４週間後に採取した移植片を 観察し、満足いく程に一体となっており、血管プロテーゼとして使用するための 開通性が保持されていることを認めた。

以上のとおり、本発明を説明してきたが、本発明“の思想および発明の態様に影 響を与えることなく、広範な、および同等の範囲内にある条件、パラメーターな どで本発明を実施できることは、当業者ならば理解されよう。

４　メ　う唖ｊｙ−１力　藤 国際調査報告

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．発泡ポリウレタンおよびコラーゲンの均一混合物を含有する少なくとも１つ の層からなる、動物の移植に有用なプロテーゼ。 ２．発泡ポリウレタンおよびコラーゲンの均一混合物の２つまたはそれ以上の層 からなる請求項１に記載のプロテーゼ。 ３．外層にシリコンエラストマーを含有している、請求項１に記載のプロテーゼ 。 ４，両端が開口しており、内部に流路が形成されている伸長した中空体管からな る、請求項１から請求項３までのいずれかに記載のプロテーゼ。 ５．流路が内径１０ｍｍまたはそれ以下である請求項４に記載のプロテーゼ。 ６．流路が内径５ｍｍまたはそれ以下である請求項４に記載のプロテーゼ。 ７．血管移植片、心房バッチ、心室バッチ、心臓弁膜尖、動脈バッチ、尿管バッ チ、尿道バッチ、胆管プロテーゼ、軟−組織代用物、または骨移植片として使用 できる、請求項１から請求項３までのいずれかに記載のプロテーゼ。 ８．抗生物質を含有している請求項１から請求項３までのいずれかに記載のプロ テーゼ。 ９．ホルモンを含有している請求項１から請求項３までのいずれかに記載のプロ テーゼ。 １０．免疫抑制剤を含有している請求項１から請求項３までのいずれかに記載の プロテーゼ。 １１．請求項１から請求項３までのいずれかに記載のプロテーゼを血管、組織ま たは他の器官内に縫合することを特徴とする、血管プロテーゼの移植方法。 １２．請求項１から請求項３までのいずれかに記載のプロテーゼを尿管またはそ の一部と置き換えることを特徴とする尿管プロテーゼの移植方法。 １３．請求項１から請求項３までのいずれかに記載のプロテーゼを尿道またはそ の一部と置き換えることを特徴とする尿道プロテーゼの移植方法。 １４．請求項１から請求項３までのいずれかに記載のプロテーゼを胆管またはそ の一部と置き換えることを特徴とする胆管プロテーゼの移植方法。 １５．発泡ポリウレタンおよびコラーゲンの均一混合物を含有する、徐放性ビヒ クルとして使用される組成物。 １６．該ビヒクルが２つまたはそれ以上の混合物の層からなる請求項１５に記載 の組成物。 １７．該ビヒクルが薬物を含有している請求項１４または請求項１５に記載の組 成物。