WO2019235543A1

WO2019235543A1 - 多孔質体、及び、医療用材料

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Publication number: WO2019235543A1
Application number: PCT/JP2019/022418
Authority: WO
Inventors: 靖元中澤; 智恵美坂田; 修平太良; 英里小柳
Original assignee: 国立大学法人東京農工大学; 学校法人日本医科大学
Priority date: 2018-06-05
Filing date: 2019-06-05
Publication date: 2019-12-12
Also published as: EP3804771A1; JPWO2019235543A1; EP3804771B1; EP3804771A4; JP7392952B2; US20210299333A1

Abstract

互いに対向する第１面及び第２面を有し、第１高分子材料及び第２高分子材料を含む多孔質体において、第１高分子材料のヤング率は、第２高分子材料のヤング率より小さく、第１高分子材料の生体内での消失速度は、第２高分子材料の生体内での消失速度より大きく、多孔質体の第１領域における組成と、多孔質体の第２領域における組成とが、互いに相違する。

Description

多孔質体、及び、医療用材料

　本発明は、多孔質体、及び、医療用材料に関する。

　スキャフォルドなどの医療用デバイス用の素材として、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）が多用されている。ｅＰＴＦＥは柔軟性があり、生体に対して活性を示さないことから、多くの軟組織系材料に応用されている。一方、ｅＰＴＦＥは生体に吸収されにくく、遠隔期における血栓生成、石灰化、耐久性などに課題が残る。そこで、近年、生体吸収性に優れた吸収性材料を医療用デバイスに応用することが検討されている（例えば、特許文献１～６、非特許文献１～９を参照）。
［先行技術文献］
　［特許文献］
　特許文献１　特表２０１２－５１９５５９号公報
　特許文献２　特開２０１７－０８０１１６号公報
　特許文献３　特許第６２９４５７７号明細書
　特許文献４　特表２０１３－５３４９７８号公報
　特許文献５　特表２０１４－５１７０７０号公報
　特許文献６　特表２００９－５１５５６９号公報
　［非特許文献］
　非特許文献１　Sugiura T et al.、"Novel Bioresorbable Vascular Graft With Sponge-Type Scaffold as a Small-Diameter Arterial Graft"、Ann Thorac Surg. 102、 720-727 (2016)
　非特許文献２　Tara S et al.、"Evaluation of remodeling process in small-diameter cell-free tissue-engineered arterial graft"、J. Vasc. Surg.62、734-743 (2015)
　非特許文献３　Wang S et. al.、"Fabrication of small-diameter vascular scaffolds by heparin-bonded P(LLA-CL) composite nanofibers to improve graft patency"、International Journal of Nanomedicine、Dove Medical Press、 2013年6月7日、Vol. 8、2131-2139。
　非特許文献４　Young Min Shin et.al.、"Mussel-Inspired Immobilization of Vascular Endothelial Growth Factor (VEGF) for Enhanced Endothelialization of Vascular Grafts"、Biomacromolecules. 13、2020-2028 (2012)
　非特許文献５　Tal Dvir et.al.、"Prevascularization of cardiac patch on the omentum improves its therapeutic outcome"、PNAS. 106、 14990-14995(2009)
　非特許文献６　Erik J. Suuronen et.al.、"An acellular matrix-bound ligand enhances the mobilization, recruitment and therapeutic effects of circulating progenitor cells in a hindlimb ischemia model"、FASEB J. 23、 1447-1458 (2009)
　非特許文献７　K.R.Stevens et.al.、"Physiological function and transplantation of scaffold-free and vascularized human cardiac muscle tissue"、PNAS. 106、16568-16573 (2009)
　非特許文献８　N. Engl. J. Med. 344、 532-533(2001)、 J. Thorac. Cardiovasc. Surg.139、431-436(2010)
　非特許文献９　M. Kheradmandi et.al.、"Skeletal muscle regeneration via engineered tissue culture over electrospun nanofibrous chitosan/PVA scaffold"、J. Biomed. Mater. Res. Part A（J Biomed Mater Res A）.104、1720-1727(2016)
　非特許文献１０　B. M. Learoyd et.al.、"Alterations with age in the viscoelastic properties of human arterial walls"、Circ. Res. 18、278-292(1966)

解決しようとする課題

　生体吸収性に優れた吸収性材料を医療用デバイスに応用する場合、当該吸収性材料の吸収速度と、医療用デバイスの強度とを両立させることが難しい。

一般的開示

　本発明の第１の態様においては、多孔質体が提供される。上記の多孔質体は、例えば、互いに対向する第１面及び第２面を有する。上記の多孔質体は、例えば、第２高分子材料を含む。上記の多孔質体は、例えば、３７℃の精製水中における水中引張強度に基づいて決定された多孔質体のヤング率が、０．１ＭＰａ以上１０ＭＰａ以下である。上記の多孔質体において、（ｉ）多孔質体の第１領域から採取され、大きさが１０ｍｍ×１０ｍｍの第１サンプルを、３５～３９℃の疑似生体液に３０日間浸漬させた場合における第１サンプルの質量損失率は、例えば、（ｉｉ）多孔質体の第２領域から採取され、大きさが１０ｍｍ×１０ｍｍの第２サンプルを、３５～３９℃の疑似生体液に３０日間浸漬させた場合における第２サンプルの質量損失率よりも大きい。上記の多孔質体において、第１領域及び第１面の距離は、第２領域及び第１面の距離よりも小さい。

　上記の多孔質体において、第２高分子材料は、例えば、第２生分解性プラスチック、第２生体高分子、及び、第２天然高分子からなる群から選択される少なくとも１種の物質を含む。上記の多孔質体において、第２生分解性プラスチックは、例えば、（ｉ）ポリＤ乳酸（ＰＤＬＡ）、ポリＬ乳酸（ＰＬＬＡ）、ポリＤＬ乳酸（ＰＤＬＬＡ）、ポリ（ε－カプロラクトン）、ポリグラクチン、ポリエチレンカーボネート、分解性ポリウレタン、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種である。上記の多孔質体において、第２生体高分子は、例えば、（ｉ）コラーゲン、フィブリン、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種である。上記の多孔質体において、第２天然高分子は、例えば、（ｉ）キチン、セリシン、フィブロイン、カルボキシメチルセルロース、キトサン、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種である。

　上記の多孔質体は、第２高分子材料よりも生分解性又は生体吸収性に優れた第１高分子材料を含んでよい。上記の多孔質体において、第１サンプルの質量損失率と、第２サンプルの質量損失率との差の絶対値は、０．５％以上であってよい。上記の差の絶対値は、０．７％以上であることが好ましく、１．０％以上であることがより好ましく、１．５％以上であることがさらに好ましく、２％以上であることがさらに好ましく、２．５％以上であることがさらに好ましく、３％以上であることがさらに好ましい。

　本発明の第２の態様においては、多孔質体が提供される。上記の多孔質体は、例えば、互いに対向する第１面及び第２面を有する。上記の多孔質体は、例えば、第１高分子材料及び第２高分子材料を含む。上記の多孔質体において、例えば、第１高分子材料のヤング率は、第２高分子材料のヤング率より小さい。上記の多孔質体において、例えば、第１高分子材料の生体内での消失速度は、第２高分子材料の生体内での消失速度より大きい。上記の多孔質体において、例えば、多孔質体の第１領域における組成と、多孔質体の第２領域における組成とが、互いに相違する。上記の多孔質体において、例えば、第１領域及び第１面の距離は、第２領域及び第１面の距離よりも小さい。

　本発明の第３の態様においては、多孔質体が提供される。上記の多孔質体は、例えば、互いに対向する第１面及び第２面を有する。上記の多孔質体は、例えば、第１高分子材料及び第２高分子材料を含む。上記の多孔質体において、例えば、第１高分子材料のヤング率は、第２高分子材料のヤング率より小さい。上記の多孔質体において、例えば、第１高分子材料のリン酸緩衝生理食塩水に対する吸収性は、例えば、第２高分子材料のリン酸緩衝生理食塩水に対する吸収性より大きい。上記の多孔質体において、例えば、多孔質体の第１領域における組成と、多孔質体の第２領域における組成とが、互いに相違する。上記の多孔質体において、例えば、第１領域及び第１面の距離は、第２領域及び第１面の距離よりも小さい。

　上記の第１、第２及び第３の態様に係る多孔質体において、（ａ）多孔質体の第１領域における、第１高分子材料の密度に対する第２高分子材料の密度の割合と、（ｂ）多孔質体の第２領域における、第１高分子材料の密度に対する第２高分子材料の密度の割合とが、互いに相違してよい。上記の多孔質体は、多孔質体の第１面の側の表面に配される、多孔質な第１表層を備えてよい。上記の多孔質体は、第１表層の第２面の側に配され、第１表層を支持する、多孔質な支持層を備えてよい。上記の多孔質体において、第１領域は、第１表層の少なくとも一部に配されてよい。上記の多孔質体において、第２領域は、支持層の少なくとも一部に配されてよい。

　上記の多孔質体において、第１表層及び支持層のそれぞれは、第１高分子材料及び第２高分子材料を含む複合繊維のウェブを有してよい。上記の多孔質体において、（ｉ）第１領域の複合繊維における、第１高分子材料の質量に対する第２高分子材料の質量の割合は、（ｉｉ）第２領域の複合繊維における、第１高分子材料の質量に対する第２高分子材料の質量の割合より小さくてよい。

　上記の多孔質体において、第１表層及び支持層のそれぞれは、第１高分子材料及び第２高分子材料を含む複合繊維のウェブを有してよい。上記の多孔質体において、複合繊維は、第２高分子材料のコア及び第１高分子材料のシェルを含むコア－シェル構造を有してよい。上記の多孔質体において、（ｉ）第１領域の複合繊維における、シェルの直径又は相当直径に対するコアの直径又は相当直径の割合は、（ｉｉ）第２領域の複合繊維における、シェルの直径又は相当直径に対するコアの直径又は相当直径の割合より小さくてよい。

　上記の多孔質体において、（ｃ）多孔質体の第３領域における、第１高分子材料の密度に対する第２高分子材料の密度の割合と、（ｂ）多孔質体の第２領域における、第１高分子材料の密度に対する第２高分子材料の密度の割合とは、互いに相違してよい。上記の多孔質体において、第３領域及び第１面の距離は、第２領域及び第１面の距離よりも小さくてよい。上記の多孔質体において、第３領域は、支持層の少なくとも一部に配されてよい。

　上記の多孔質体は、多孔質体の第２面の側の表面に配される、多孔質な第２表層を備えてよい。上記の多孔質体において、支持層は、第１表層及び第２表層の間に配されてよい。上記の多孔質体において、（ｄ）多孔質体の第４領域における、第１高分子材料の密度に対する第２高分子材料の密度の割合と、（ｂ）多孔質体の第２領域における、第１高分子材料の密度に対する第２高分子材料の密度の割合とは、互いに相違してよい。上記の多孔質体において、第４領域及び第１面の距離は、第２領域及び第１面の距離よりも大きくてよい。上記の多孔質体において、第４領域は、第２表層の少なくとも一部に配されてよい。上記の多孔質体は、（ｉ）シート状若しくはフィルム状、（ｉｉ）チューブ状若しくはロール状、又は、（ｉｉｉ）ブロック状、柱状若しくはパッド状の形状を有してよい。

　上記の多孔質体において、第１高分子材料は、（ｉ）ポリアクリル酸メチル（ＰＭＡ）、ポリメタクリル酸メチル（ＰＭＭＡ）、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）、ヒアルロン酸、アルギン酸、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリエチレンカーボネート（ＰＥＣ）、コラーゲン、フィブリン、ポリグラクチン、キトサン、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体から選択される少なくとも１種の物質を含んでよい。

　上記の多孔質体において、第２高分子材料は、（ｉ）コラーゲン、フィブリン、ポリグラクチン、キトサン、キチン、フィブロイン、セリシン、ポリＤ乳酸（ＰＤＬＡ）、ポリＬ乳酸（ＰＬＬＡ）、ポリＤＬ乳酸（ＰＤＬＬＡ）、ポリ（ε－カプロラクトン）（ＰＣＬ）、ポリエチレンカーボネート、ポリウレタン、カルボキシメチルセルロース、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体から選択される少なくとも１種の物質を含んでよい。

　上記の多孔質体において、第２高分子材料は、（ｉ）カルボキシメチルセルロース（ＣＭＣ）、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体から選択される少なくとも１種の物質を含んでよい。

　上記の多孔質体において、第１高分子材料は、第１生分解性プラスチック、第１生体高分子、及び、第１天然高分子からなる群から選択される少なくとも１種の物質を含んでよい。上記の多孔質体において、第１生分解性プラスチックは、（ｉ）ポリグリコール酸、ポリビニルアルコール、ポリグラクチン、ポリエチレンカーボネート、分解性ポリウレタン、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種であってよい。上記の多孔質体において、第１生体高分子は、（ｉ）コラーゲン、フィブリン、アルギン酸、ヒアルロン酸、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種であってよい。上記の多孔質体において、第１天然高分子は、（ｉ）キトサン、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種であってよい。

　上記の多孔質体において、第２高分子材料は、第２生分解性プラスチック、第２生体高分子、及び、第２天然高分子からなる群から選択される少なくとも１種の物質を含んでよい。上記の多孔質体において、第２生分解性プラスチックは、（ｉ）ポリＤ乳酸（ＰＤＬＡ）、ポリＬ乳酸（ＰＬＬＡ）、ポリＤＬ乳酸（ＰＤＬＬＡ）、ポリ（ε－カプロラクトン）、ポリグラクチン、ポリエチレンカーボネート、分解性ポリウレタン、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種であってよい。上記の多孔質体において、第２生体高分子は、（ｉ）コラーゲン、フィブリン、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種であってよい。上記の多孔質体において、第２天然高分子は、（ｉ）キチン、セリシン、フィブロイン、カルボキシメチルセルロース、キトサン、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種であってよい。

　上記の多孔質体において、第１高分子材料と、第２高分子材料とを含む。第１高分子材料としては、例えば、（ｉ）第２高分子材料よりもヤング率が小さく、且つ、（ｉｉ）第２高分子材料よりも、生体内での消失速度、又は、疑似生体液に対する吸収性の大きな材料が選択される。

　上記の多孔質体において、第１高分子材料のヤング率は、０.００１ＭＰａ以上１００ＭＰａ以下であることが好ましく、０.０１ＭＰａ以上５０ＭＰａ以下であることがより好ましく、０.０３ＭＰａ以上２０ＭＰａ以下であることがさらに好ましい。第２高分子材料のヤング率は、０.０１ＭＰａ以上２０００ＭＰａ以下であることが好ましく、０.１ＭＰａ以上１０００ＭＰａ以下であることがより好ましく、１ＭＰａ以上５００ＭＰａ以下であることがさらに好ましい。

　上記の多孔質体において、例えば、第２高分子材料は、ヤング率が０.０１ＭＰａ以上２０００ＭＰａ以下である高分子材料から選択される。一方、第１高分子材料は、ヤング率が、０.００１ＭＰａ以上１００ＭＰａ以下であり、且つ、第２高分子材料よりもヤング率の小さな高分子材料から選択される。

　上記の多孔質体において、第１高分子材料の生体内での消失速度［日／５０％質量］は、１日以上１００日以下であることが好ましく、１日以上５０日以下であることがより好ましく、１日以上３０日以下であることがさらに好ましい。第２高分子材料の生体内での消失速度［日／５０％質量］は、１０日以上７３０日以下であることが好ましく、１０日以上３６５日以下であることがより好ましく、２０日以上３６５日以下であることがさらに好ましい。

　上記の多孔質体において、例えば、第２高分子材料は、生体内での消失速度［日／５０％質量］が１０日以上７３０日以下である高分子材料から選択される。一方、第１高分子材料は、生体内での消失速度［日／５０％質量］が１日以上１００日以下であり、且つ、第２高分子材料よりも生体内での消失速度の大きな高分子材料から選択される。

　上記の多孔質体において、第１高分子材料のリン酸緩衝生理食塩水に対する吸収性は、浸漬７日目において、１％以上９０％以下であることが好ましく、１％以上７０％以下であることがより好ましく、１％以上５０％以下であることがさらに好ましい。第２高分子材料のリン酸緩衝生理食塩水に対する吸収性は、浸漬７日目において、０％以上１０％以下であってよい。第２高分子材料のリン酸緩衝生理食塩水に対する吸収性は、浸漬３０日目において、０％以上６０％以下であることが好ましく、０％以上５０％以下であることがより好ましく、０％以上４０％以下であることがさらに好ましい。第２高分子材料のリン酸緩衝生理食塩水に対する吸収性は、（ｉ）浸漬７日目において、０％以上１０％以下であり、且つ、（ｉｉ）浸漬３０日目において、０％以上６０％以下であってもよく、０％以上５０％以下であってもよく、０％以上４０％以下であってもよい。

　上記の多孔質体において、例えば、第２高分子材料は、リン酸緩衝生理食塩水に対する吸収性が、浸漬７日目において、０％以上１０％以下であり、且つ、浸漬３０日目において０％以上６０％以下である高分子材料から選択される。一方、第１高分子材料は、リン酸緩衝生理食塩水に対する吸収性が、浸漬７日目において１％以上９０％以下であり、且つ、第２高分子材料よりもリン酸緩衝生理食塩水に対する吸収性の大きな高分子材料から選択される。

　上記の多孔質体において、第１高分子材料は主にポリビニルアルコールを含み、第２高分子材料は主にフィブロインを含んでよい。上記の多孔質体において、第１高分子材料は主にポリカプロラクトンを含み、第２高分子材料は主にシルクフィブロインを含んでよい。上記の多孔質体において、第１高分子材料は主にポリビニルアルコールを含み、第２高分子材料は主にポリカプロラクトンを含んでよい。上記の多孔質体において、第１高分子材料及び第２高分子材料の組み合わせとしては、（ｉ）ポリビニルアルコールと、シルクフィブロイン、（ｉｉ）コラーゲンと、シルクフィブロイン、（ｉｉｉ）ヒアルロン酸と、シルクフィブロイン、（ｉｖ）アルギン酸と、シルクフィブロイン、（ｖ）生分解性ポリウレタンと、シルクフィブロイン、（ｖｉ）ポリエチレンカーボネートと、シルクフィブロイン、（ｖｉｉ）ポリビニルアルコールと、ポリ乳酸、（ｖｉｉｉ）コラーゲンと、ポリ（ε－カプロラクトン）、（ｉＸ）ポリエチレンカーボネートと、ポリ乳酸、（Ｘｉ）ポリビニルアルコールと、ポリ乳酸、（Ｘｉｉ）ポリグリコール酸と、ポリ乳酸、（Ｘｉｉｉ）ヒアルロン酸と、ポリ乳酸、（Ｘｉｖ）アルギン酸と、ポリ乳酸などが例示される。

　本発明の第４の態様においては、医療用材料が提供される。上記の医療用材料は、上記の第１、第２又は第３の態様に係る多孔質体を含む。

　なお、上記の発明の概要は、本発明の必要な特徴の全てを列挙したものではない。また、これらの特徴群のサブコンビネーションもまた、発明となりうる。

軟組織修復用材料１００の一例を概略的に示す。軟組織修復用材料１００の組成プロファイルの一例を概略的に示す。軟組織修復用材料１００の物性プロファイルの一例を概略的に示す。軟組織修復用材料４００の一例を概略的に示す。軟組織修復用材料４００の組成プロファイルの一例を概略的に示す。エレクトロスピニングシステム６００のシステム構成の一例を概略的に示す。制御パターン７００の一例を概略的に示す。制御パターン７００の一例を概略的に示す。エレクトロスピニングシステム９００のシステム構成の一例を概略的に示す。エレクトロスピニングシステム１０００のシステム構成の一例を概略的に示す。軟組織修復用材料１１００の一例を概略的に示す。軟組織修復用材料１２００の一例を概略的に示す。軟組織修復用材料１２００の製法の他の例を概略的に示す。軟組織修復用材料１２００の製法の他の例を概略的に示す。参考例１の外観のＳＥＭ画像を示す。参考例２の外観のＳＥＭ画像を示す。参考例３の外観のＳＥＭ画像を示す。実施例１の外観のＳＥＭ画像を示す。実施例１の外観のＳＥＭ画像を示す。参考例４の外観のＳＥＭ画像を示す。実施例１及び参考例１～３のＡＴＲ－ＦＴＩＲ測定結果を示す。実施例１及び参考例１～４の引張試験結果を示す。分解性試験終了後の参考例１の外観のＳＥＭ画像を示す。分解性試験終了後の参考例２の外観のＳＥＭ画像を示す。分解性試験終了後の参考例３の外観のＳＥＭ画像を示す。実施例１の厚さ方向の断面のＳＥＭ画像を示す。参考例５の外観のＳＥＭ画像を示す。参考例５の外観のＳＥＭ画像を示す。参考例５の外観のＳＥＭ画像を示す。参考例６の外観のＳＥＭ画像を示す。参考例６の外観のＳＥＭ画像を示す。参考例６の外観のＳＥＭ画像を示す。参考例７の外観のＳＥＭ画像を示す。参考例７の外観のＳＥＭ画像を示す。参考例７の外観のＳＥＭ画像を示す。

　以下、発明の実施の形態を通じて本発明を説明するが、以下の実施形態は請求の範囲にかかる発明を限定するものではない。また、実施形態の中で説明されている特徴の組み合わせの全てが発明の解決手段に必須であるとは限らない。なお、図面において、同一または類似の部分には同一の参照番号を付して、重複する説明を省く場合がある。

　［軟組織修復用材料１００の構造］
　図１は、軟組織修復用材料１００の一例を概略的に示す。図１は、軟組織修復用材料１００の断面１１０の拡大図の一例を概略的に示す。また、図１は、表層領域１２０に配された繊維１６０の構造の一例と、支持層領域１４０に配された繊維１７０の構造の一例とを概略的に示す。

　図１に示されるとおり、本実施形態において、軟組織修復用材料１００は、シート状の形状を有する。軟組織修復用材料１００は、互いに対向する表面１０２及び表面１０４を有する。本実施形態において、軟組織修復用材料１００は、不織布であってよい。不織布は、繊維の集積体であり、多数の細孔を有する。

　本実施形態において、軟組織修復用材料１００は、その厚さ方向（図中、ｚ方向である。）において、表層領域１２０と、支持層領域１４０とに分類される。本実施形態において、表層領域１２０は、支持層領域１４０よりも表面１０２の側に配される。表層領域１２０は、軟組織修復用材料１００の表面１０２の側の領域であってよく、支持層領域１４０は、軟組織修復用材料１００の表面１０４の側の領域であってよい。

　表層領域１２０の厚さと、支持層領域１４０の厚さとの比は、１：９９～９９：１であることが好ましく、２０：８０～８０：２０であることがより好ましい。両領域の厚さの比は、例えば、軟組織修復用材料１００の断面のＳＥＭ画像に基づいて決定される。

　本実施形態において、表層領域１２０に配された繊維１６０は、コア－シェル型の構造を有する。例えば、繊維１６０は、シェル部１６２と、コア部１６４とを有する。同様に、支持層領域１４０に配された繊維１７０は、コア－シェル型の構造を有する。例えば、繊維１７０は、シェル部１７２と、コア部１７４とを有する。

　なお、一実施形態において、繊維１６０及び繊維１７０は、互いに異なる長繊維又はフィラメントの一部である。他の実施形態において、繊維１６０及び繊維１７０は、同一の長繊維又はフィラメントの異なる部位であってよい。

　軟組織修復用材料１００は、多孔質体及び医療用材料の一例であってよい。表面１０２は、第１面の一例であってよい。表面１０４は、第２面の一例であってよい。表層領域１２０は、表層の一例であってよい。支持層領域１４０は、支持層の一例であってよい。繊維１６０は、複合繊維の一例であってよい。繊維１７０は、複合繊維の一例であってよい。

　本実施形態においては、表層領域１２０及び支持層領域１４０のそれぞれが、単一の不織布を、当該不織布の厚さ方向の任意の位置で仮想的に分割して得られた領域である場合を例として、軟組織修復用材料１００の詳細が説明される。この場合、表層領域１２０及び支持層領域１４０のそれぞれには、多孔質な層状の物体が配される。また、単一の繊維が、表層領域１２０の一部と、支持層領域１４０の一部とを構成し得る。しかしながら、軟組織修復用材料１００の構造は、本実施形態に限定されない。

　他の実施形態において、表層領域１２０及び支持層領域１４０のそれぞれは、組成及び構造の少なくとも一方が異なる多孔質層であってよい。また、表層領域１２０を構成する多孔質層と、支持層領域１４０を構成する多孔質層とが、任意の手法により一体化されてよい。例えば、表層領域１２０及び支持層領域１４０のそれぞれが不織布である場合、両者は、サーマルボンド法、ケミカルボンド法、ニードルパンチ法、水流絡合法などの公知の手法により一体化される。多孔質層の形状は、（ｉ）不織布状であってもよく、（ｉｉ）発泡体状、スポンジ状又はモノリス状であってもよい。

　また、本実施形態においては、表層領域１２０と、支持層領域１４０とが接する場合を例として、軟組織修復用材料１００の詳細が説明される。しかしながら、軟組織修復用材料１００の構造は、本実施形態に限定されない。他の実施形態において、表層領域１２０と、支持層領域１４０との間に、他の種類の領域が配されてもよい。また、表面１０２と、表層領域１２０との間に、他の種類の領域が配されてもよく、表面１０４と、支持層領域１４０との間に、他の種類の領域が配されてもよい。

　［軟組織修復用材料１００の組成］
　本実施形態において、軟組織修復用材料１００は、２種以上の高分子材料を含む。例えば、軟組織修復用材料１００は、第１高分子材料と、第２高分子材料とを含む。表層領域１２０及び支持層領域１４０のそれぞれが、第１高分子材料及び第２高分子材料を含んでもよい。本実施形態において、軟組織修復用材料１００の表層領域１２０における組成と、軟組織修復用材料１００の支持層領域１４０における組成とが、互いに相違する。例えば、表層領域１２０における第１高分子材料及び第２高分子材料の比率と、支持層領域１４０における第１高分子材料及び第２高分子材料の比率とが、互いに相違する。上記の比率は、各材料の質量又は密度の比であってよい。

　［第１高分子材料及び第２高分子材料の物性］
　第１高分子材料及び第２高分子材料は、生体適合性に優れ、毒性が少なく、安全性に優れた材料であることが好ましい。第１高分子材料及び第２高分子材料は、生体吸収性に比較的優れた材料であることが好ましい。第１高分子材料及び第２高分子材料は、生体吸収性ポリマー、生体吸収性コポリマ―、並びに、これらの塩及び誘導体から選択される少なくとも１種を含んでよい。生体吸収性ポリマー及び生体吸収性コポリマ―は、生体内の分解酵素又は代謝系により分解される高分子化合物、又は、生体内において非特異的に加水分解される高分子化合物であってよい。

　例えば、第１高分子材料及び第２高分子材料は、それぞれ独立して、（ｉ）セルロース、ヒアルロン酸、アルギン酸、キチン、キトサン、グリコサミノグリカン、コンドロイチン硫酸、ヘパリンなどの多糖類、（ｉｉ）コラーゲン、ゼラチン、セリシン、ガゼイン、フィブリン、ケラチン、フィブロインなどのペプチド又はタンパク質、（ｉｉｉ）アクリル樹脂、ポリカーボネート、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）、ポリエステル、ポリウレタンなどの重合体又は共重合体、並びに、（ｉｖ）これらの塩及び誘導体から選択される少なくとも１種を含む。フィブロインは、シルクフィブロインであってよい。セリシンは、シルクセリシンであってよい。第１高分子材料及び第２高分子材料のそれぞれは、上記の物質を含む複合材料であってよい。第１高分子材料及び第２高分子材料のそれぞれは、上記の物質を原料として含む複合材料であってもよい。

　セルロースの誘導体としては、カルボキシメチルセルロースが例示される。アクリル樹脂としては、ポリアクリル酸メチル（ＰＭＡ）、ポリメタクリル酸メチル（ＰＭＭＡ）などが例示される。ポリカーボネートとしては、ポリエチレンカーボネートが例示される。ポリエステルは、脂肪族ポリエステルであってもよく、芳香族ポリエステルであってもよく、共重合ポリエステルであってもよい。

　ポリエステルとしては、（ｉ）ポリ乳酸（Ｄ、Ｌ又はＤＬ体）（ＰＬＡ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリ（ε－カプロラクトン）（ＰＣＬ）、ポリジオキサノン（ＰＤＸ、ＰＤＳ又はＰＤＯ）、ポリヒドロキシアルカン酸（ＰＨＡ）、ポリヒドロキシ酪酸（ＰＨＢ）、ポリコハク酸ブチレン（ＰＢＳ）、ポリアクリル酸ブチル（ＰＢＡ）、ポリアクリル酸エチル（ＰＥＡ）、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体が例示される。上記の共重合体としては、（ｉ）ＰＢＳ、ＰＢＡ又はＰＥＡにテレフタレート単位が導入されたＰＢＳＴ、ＰＢＡＴ又はＰＥＡＴ、（ｉｉ）グリコリド－ラクチド共重合体（ポリグラクチン、ＰＬＧＡ）、（ｉｉｉ）グリコリド－ε－カプロラクトン共重合体（ポリグリカプロン）、（ｉｖ）ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）－ε－カプロラクトン共重合体、（ｖ）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などが例示される。

　第１高分子材料及び第２高分子材料は、ヤング率（引張弾性率と称される場合がある。）の異なる材料であることが好ましい。例えば、第１高分子材料のヤング率は、第２高分子材料のヤング率より小さい。高分子材料のヤング率は、高分子材料の分子量、高分子材料を構成するモノマーの配合比率などにより調整され得る。

　高分子材料のヤング率は、例えば、ＩＳＯ　５２７－１、ＪＩＳ　Ｋ　７１６１に準じて算出される。具体的には、まず、測定対象となる高分子材料の４０ｍｍ×５ｍｍの試験片を準備する。また、乾燥状態における試験片の厚みを測定する。試験片の厚みは、試験片の単一の箇所の厚みであってもよく、複数の箇所の厚みの平均値であってもよい。次に、２０℃の大気中で、毎分１０ｍｍ／ｍｉｎの引張荷重を試験片に印加して、試験片をその長辺方向に引っ張りながら、引張応力（垂直応力と称される場合もある。）及びひずみ（伸び率と称される場合もある。）を測定する。

　引張応力［ＭＰａ］は、引張荷重［Ｎ］を、試験開始前の試験片の断面積［ｍｍ^２］で除して算出する。上記の断面積は、試料片を引張方向に略垂直な面で切断した面の面積である。また、ひずみ［％］は、下記の数式１によって算出する。
　［数式１］
　ひずみ［％］＝１００×（Ｌ－Ｌｏ）／Ｌｏ
　数式１において、Ｌｏは試験開始前の試料の長さであり、Ｌは試験時の試料の長さである。

　ヤング率は、引張比例限度内（弾性域と称される場合もある。）における、ひずみに対する引張応力の比として算出される。本実施形態において、ヤング率は、ＳＳカーブ（応力－歪み線図と称される場合もある。）の接線の傾きから算出される。接線の傾きは、例えば、１％～４％の歪みに対する応力のデータから算出する。なお、試料の都合などにより、上記の手順に基づいてヤング率を算出することが困難である場合には、後述される実施例に関連して説明される手順に基づいてヤング率を算出してもよい。

　例えば、ＪＩＳ　Ｋ　７１６１において、試験片（サンプルと称される場合がある。）は、試験する材料の規格に従って状態調節が実施される。状態調節に関して特に規定がない場合、状態調節は、温度２１～２５℃及び湿度４０～６０％の条件下で、１６時間以上行うことが推奨されている。しかしながら、材料によっては、湿潤状態と、乾燥状態とで物性が大きく異なる場合がある。上記の材料としては、（ｉ）コラーゲン、フィブリン、アルギン酸、ヒアルロン酸、フィブロイン（例えば、シルクフィブロインである）、セリシン（例えば、シルクセリシンである）などの生体高分子、（ｉｉ）ポリビニルアルコール、ポリグリコール酸、ポリグラクチンなどが例示される。そこで、このような場合には、例えば、後述される水中引張試験に基づいてヤング率が算出される。

　第１高分子材料のヤング率は、０.００１ＭＰａ以上１００ＭＰａ以下であることが好ましく、０.０１ＭＰａ以上５０ＭＰａ以下であることがより好ましく、０.０３ＭＰａ以上２０ＭＰａ以下であることがさらに好ましい。第２高分子材料のヤング率は、０.０１ＭＰａ以上２０００ＭＰａ以下であることが好ましく、０.１ＭＰａ以上１０００ＭＰａ以下であることがより好ましく、１ＭＰａ以上５００ＭＰａ以下であることがさらに好ましい。

　例えば、第２高分子材料は、ヤング率が０.０１ＭＰａ以上２０００ＭＰａ以下である高分子材料から選択される。一方、第１高分子材料は、ヤング率が、０.００１ＭＰａ以上１００ＭＰａ以下であり、且つ、第２高分子材料よりもヤング率の小さな高分子材料から選択される。

　第１高分子材料及び第２高分子材料は、生体内での消失速度の異なる材料であることが好ましい。例えば、第１高分子材料の生体内での消失速度は、第２高分子材料の生体内での消失速度より大きい。高分子材料の生体内での消失速度は、高分子材料の分子量、高分子材料を構成するモノマーの配合比率などにより調整され得る。生体内での消失速度は、例えば、質量の５０％が生体内で消失するまでの期間［日／５０％質量］として表される。この場合、上記の期間が小さいほど、生体内での消失速度が大きい。

　高分子材料の生体内での消失速度［日／５０％質量］は、例えば、下記の手順に基づいて算出される。まず、測定対象となる高分子材料の試験片を準備する。試験片の形状は、直径２０ｍｍ、厚さ０．６ｍｍのペレット状とする。次に、麻酔下のマウスの背部皮膚を切開し、試験片を埋植する。一定期間が経過した後、埋設部位より試験片を取り出し、当該試験片を精製水にて洗浄する。洗浄後の試験片を十分に乾燥させた後、当該試験片の質量を測定する。そして、下記の数式２により算出される質量損失率が５０％未満になるまで、上記の作業を繰り返す。
　［数式２］
　質量損失率［％］＝１００×（Ｗｏ－Ｗ）／Ｗｏ
　数式２において、Ｗｏは試験開始前の試料片の質量であり、Ｗは一定期間埋植後の試験片の質量である。
　データフィッティングにより、質量損失率が５０％となるまでの期間を推定し、当該推定値を消失速度として算出する。

　第１高分子材料の生体内での消失速度［日／５０％質量］は、１日以上１００日以下であることが好ましく、１日以上５０日以下であることがより好ましく、１日以上３０日以下であることがさらに好ましい。第２高分子材料の生体内での消失速度［日／５０％質量］は、１０日以上７３０日以下であることが好ましく、１０日以上３６５日以下であることがより好ましく、２０日以上３６５日以下であることがさらに好ましい。

　例えば、第２高分子材料は、生体内での消失速度［日／５０％質量］が１０日以上７３０日以下である高分子材料から選択される。一方、第１高分子材料は、生体内での消失速度［日／５０％質量］が１日以上１００日以下であり、且つ、第２高分子材料よりも生体内での消失速度の大きな高分子材料から選択される。

　第１高分子材料及び第２高分子材料は、疑似生体液に対する吸収性の異なる材料であることが好ましい。例えば、第１高分子材料の疑似生体液に対する吸収性は、第２高分子材料の疑似生体液に対する吸収性より大きい。疑似生体液に対する吸収性は、高分子材料の生体内での消失速度に相関する指標である。疑似生体液に対する吸収性は、高分子材料の分子量、高分子材料を構成するモノマーの配合比率などにより調整され得る。

　高分子材料の疑似生体液に対する吸収性は、例えば、リン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳと称される場合がある。）に対する吸収性が用いられる。リン酸緩衝生理食塩水に対する吸収性は、例えば、後述される実施例に関連して説明される手順に基づいて算出される。

　第１高分子材料のリン酸緩衝生理食塩水に対する吸収性は、浸漬７日目において、１％以上９０％以下であることが好ましく、１％以上７０％以下であることがより好ましく、１％以上５０％以下であることがさらに好ましい。第２高分子材料のリン酸緩衝生理食塩水に対する吸収性は、浸漬７日目において、０％以上１０％以下であってよい。第２高分子材料のリン酸緩衝生理食塩水に対する吸収性は、浸漬３０日目において、０％以上６０％以下であることが好ましく、０％以上５０％以下であることがより好ましく、０％以上４０％以下であることがさらに好ましい。第２高分子材料のリン酸緩衝生理食塩水に対する吸収性は、（ｉ）浸漬７日目において、０％以上１０％以下であり、且つ、（ｉｉ）浸漬３０日目において、０％以上６０％以下であってもよく、０％以上５０％以下であってもよく、０％以上４０％以下であってもよい。

　例えば、第２高分子材料は、リン酸緩衝生理食塩水に対する吸収性が、浸漬７日目において、０％以上１０％以下であり、且つ、浸漬３０日目において０％以上６０％以下である高分子材料から選択される。一方、第１高分子材料は、リン酸緩衝生理食塩水に対する吸収性が、浸漬７日目において１％以上９０％以下であり、且つ、第２高分子材料よりもリン酸緩衝生理食塩水に対する吸収性の大きな高分子材料から選択される。

　［第１高分子材料及び第２高分子材料の組み合わせ］
　上述のとおり、軟組織修復用材料１００は、第１高分子材料と、第２高分子材料とを含む。第１高分子材料としては、例えば、（ｉ）第２高分子材料よりもヤング率が小さく、且つ、（ｉｉ）第２高分子材料よりも、生体内での消失速度、又は、疑似生体液に対する吸収性の大きな材料が選択される。

　生体内での消失速度、又は、疑似生体液に対する吸収性が非常に大きな材料としては、ポリアクリル酸メチル（ＰＭＡ）、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）、ヒアルロン酸、アルギン酸、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）などが例示される。これらの材料は、生体内での消失速度［日／５０％質量］が、概ね３０日未満である。

　生体内での消失速度、又は、疑似生体液に対する吸収性が比較的大きな材料としては、ポリエチレンカーボネート、コラーゲン、フィブリン、ポリグラクチン、キトサンなどが例示される。これらの材料は、生体内での消失速度［日／５０％質量］が、概ね３０日以上９０日未満である。

　生体内での消失速度、又は、疑似生体液に対する吸収性が比較的小さな材料としては、ポリＤ乳酸（ＰＤＬＡ）、ポリＬ乳酸（ＰＬＬＡ）、ポリ（ε－カプロラクトン）（ＰＣＬ）、ポリＤＬ乳酸（ＰＤＬＬＡ）、キチン、フィブロイン、セリシンなどが例示される。これらの材料は、生体内での消失速度［日／５０％質量］が、概ね９０日以上である。フィブロインは、シルクフィブロインであってよい。セリシンは、シルクセリシンであってよい。

　生体内での消失速度又は疑似生体液に対する吸収性と、ヤング率とを考慮すると、第１高分子材料は、例えば、（ｉ）ポリアクリル酸メチル（ＰＭＡ）、ポリメタクリル酸メチル（ＰＭＭＡ）、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）、ヒアルロン酸、アルギン酸、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリエチレンカーボネート、コラーゲン、フィブリン、ポリグラクチン、キトサン、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体から選択される少なくとも１種の物質を含む。第１高分子材料は、上記の少なくとも１種の物質を含む複合材料であってもよく、上記の少なくとも１種の物質を原料として含む複合材料であってもよい。

　生体内での消失速度又は疑似生体液に対する吸収性と、ヤング率とを考慮すると、第２高分子材料は、例えば、（ｉ）コラーゲン、フィブリン、ポリグラクチン、キトサン、キチン、フィブロイン、セリシン、ポリＤ乳酸（ＰＤＬＡ）、ポリＬ乳酸（ＰＬＬＡ）、ポリＤＬ乳酸（ＰＤＬＬＡ）、ポリ（ε－カプロラクトン）（ＰＣＬ）、ポリエチレンカーボネート、ポリウレタン、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体から選択される少なくとも１種の物質を含む。フィブロインは、シルクフィブロインであってよい。セリシンは、シルクセリシンであってよい。第２高分子材料は、上記以外の生体吸収性ポリエステルを含んでもよい。第２高分子材料は、上記の少なくとも１種の物質を含む複合材料であってもよく、上記の少なくとも１種の物質を原料として含む複合材料であってもよい。

　なお、カルボキシメチルセルロースは、環境中では比較的速やかに分解される一方、生体内では、比較的穏やかに分解される。また、カルボキシメチルセルロースは、乾燥状態と、含水状態とで、その強度が大きく変動する。例えば、カルボキシメチルセルロースのガラス転移温度は、乾燥状態では約１３５℃であるが、水分の増加とともに－６０℃程度まで減少する。上記を考慮すると、カルボキシメチルセルロースは、第２高分子材料の原料として使用され得る。

　一実施形態において、第１高分子材料は主にポリビニルアルコールを含み、第２高分子材料は主にフィブロインを含む。他の実施形態において、第１高分子材料は主にポリカプロラクトンを含み、第２高分子材料は主にシルクフィブロインを含む。さらに他の実施形態において、第１高分子材料は主にポリビニルアルコールを含み、第２高分子材料は主にポリカプロラクトンを含む。

　フィブロインは、フィブロインを含む材料に優れた引っ張り強度を与える。そのため、第２高分子材料はフィブロインを含むことが好ましい。一実施形態において、フィブロインは、蚕又はクモにより作製された天然の絹に由来するシルクフィブロインであってよい。フィブロインは、蚕により作製された絹（カイコ絹と称される場合がある。）に由来するシルクフィブロインであることが好ましい。他の実施形態において、フィブロインは、遺伝子工学的に作製された絹たんぱく質に由来するものであってもよい。遺伝子工学的に作製された絹たんぱく質としては、絹たんぱく質を作製するように遺伝子を改変された細菌、酵母、動植物の細胞、トランスジェニック植物、トランスジェニック動物などにより作製された絹たんぱく質を例示することができる。

　カイコ絹においてフィブロインは、セリシンにより被覆されている。天然のカイコ絹に由来するフィブロインは、カイコ絹からセリシンを除去することで得られる。一実施形態において、組成物は、フィブロインの質量に対して、１０～３５％の質量のセリシンを不純物として含んでもよい。他の実施形態において、組成物中のセリシンの含有量は、フィブロインの質量に対して２０％未満（質量比）であることが好ましく、１０％未満（質量比）であることがより好ましく、５％未満（質量比）であることがさらに好ましい。

　他の実施形態において、第１高分子材料は、例えば、第１生分解性プラスチック、第１生体高分子、及び、第１天然高分子からなる群から選択される少なくとも１つの物質を含む。また、第２高分子材料は、例えば、第２生分解性プラスチック、第２生体高分子、及び、第２天然高分子からなる群から選択される少なくとも１つの物質を含む。第１高分子材料及び第２高分子材料の具体的な組み合わせにおいては、例えば、第１高分子材料の単体でのヤング率が、第２高分子材料の単体でのヤング率よりも小さく、第１高分子材料の単体での生分解性又は生体吸収性が、第２高分子材料の単体での生分解性又は生体吸収性よりも良好となるように、第１高分子材料及び第２高分子材料が選択される。

　第１生分解性プラスチックは、例えば、（ｉ）ポリグリコール酸、ポリビニルアルコール、ポリグラクチン、ポリエチレンカーボネート、分解性ポリウレタン、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種である。第１生分解性プラスチックは、例えば、ポリグリコール酸、ポリビニルアルコール、ポリグラクチン、ポリエチレンカーボネート、及び、分解性ポリウレタン、並びに、これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種であってよい。

　第１生体高分子は、例えば、（ｉ）コラーゲン、フィブリン、アルギン酸、ヒアルロン酸、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種である。第１生体高分子は、コラーゲン、フィブリン、アルギン酸、及び、ヒアルロン酸、並びに、これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種であってよい。

　第１天然高分子は、例えば、（ｉ）キトサン、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種である。第１天然高分子は、キトサン、並びに、これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種であってよい。

　第２生分解性プラスチックは、例えば、（ｉ）ポリＤ乳酸（ＰＤＬＡ）、ポリＬ乳酸（ＰＬＬＡ）、ポリＤＬ乳酸（ＰＤＬＬＡ）、ポリ（ε－カプロラクトン）（ＰＬＣと称される場合がある）、ポリグラクチン、ポリエチレンカーボネート、分解性ポリウレタン、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種である。第２生分解性プラスチックは、（ｉ）ポリＤ乳酸（ＰＤＬＡ）、ポリＬ乳酸（ＰＬＬＡ）、ポリＤＬ乳酸（ＰＤＬＬＡ）、ポリ（ε－カプロラクトン）（ＰＬＣ）、ポリグラクチン、ポリエチレンカーボネート、及び、分解性ポリウレタン、並びに、これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種であってよい。

　第２生体高分子は、例えば、（ｉ）コラーゲン、フィブリン、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種である。第２生体高分子は、コラーゲン、及び、フィブリン、並びに、これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種であってよい。

　第２天然高分子は、例えば、（ｉ）キチン、セリシン（例えば、シルクセリシンである）、フィブロイン（例えば、シルクフィブロインである）、カルボキシメチルセルロース、キトサン、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種である。第２天然高分子は、キチン、セリシン、フィブロイン、カルボキシメチルセルロース、及び、キトサン、並びに、これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種であってよい。

　なお、第１生分解性プラスチック、第１生体高分子、第１天然高分子、第２生分解性プラスチック、第２生体高分子、又は、第２天然高分子の具体例として列挙された物質を、例えば、各物質のガラス転移温度に基づいて硬質材料及び軟質材料に分類すると、（ｉ）そのガラス転移温度が室温よりも十分に大きな硬質材料と、（ｉｉ）そのガラス転移温度が室温と同程度又は室温よりも小さな軟質材料と、（ｉｉｉ）成形法、水分率などにより、硬質材料にも軟質材料にもなり得る両性材料との３つの区分に分類することができる。そして、硬質材料及び両性材料のうち、比較的生分解性又は生体吸収性に優れた物質は、第１高分子材料又は第２高分子材料の原料として使用され得る。硬質材料及び両性材料のうち、比較的生分解性又は生体吸収性に乏しい物質は、第２高分子材料の原料として使用され得る。軟質材料のうち、比較的生分解性又は生体吸収性に優れた物質は、第１高分子材料の原料として使用され得る。軟質材料のうち、比較的生分解性又は生体吸収性に乏しい物質は、第１高分子材料又は第２高分子材料の原料として使用され得る。

　上記の硬質材料としては、ポリ乳酸、キチン及びキトサン、並びに、これらの塩及び誘導体などが例示される。ポリ乳酸、キチン及びキトサンのガラス転移温度は、例えば、それぞれ、６０℃、２４０℃超、１４０～２０３℃である。これらの物質の間で生分解性又は生体吸収性を比較すると、キトサンは、ポリ乳酸及びキチンと比較して、生分解性又は生体吸収性に優れる。例えば、キトサンは、上述された生体内での消失速度［日／５０％質量］が９～５２週（５７以上３６４日以下）であり、上述されたリン酸緩衝生理食塩水に対する吸収性が浸漬７日目で（つまり、１６８時間以上１９２時間未満の浸漬期間で）５％超である。一方、ポリ乳酸及びキチンは、上述された生体内での消失速度［日／５０％質量］が５３週以上（３６５日以上）であり、上述されたリン酸緩衝生理食塩水に対する吸収性が浸漬７日目で０超５％以下である。

　上記の軟質材料としては、ポリグリコール酸、ポリビニルアルコール、ポリエチレンカーボネート、分解性ポリウレタン、コラーゲン、フィブリン、アルギン酸、及び、ヒアルロン酸、並びに、これらの塩及び誘導体などが例示される。ポリグリコール酸、ポリビニルアルコール、ポリエチレンカーボネート、分解性ポリウレタンのガラス転移温度は、例えば、それぞれ、３７℃、５℃未満、２７℃、－２０℃である。これらの物質の間で、生分解性又は生体吸収性を比較すると、ポリグリコール酸、ポリビニルアルコール、アルギン酸及びヒアルロン酸は、他の物質と比較して、生分解性又は生体吸収性に優れる。例えば、ポリグリコール酸、ポリビニルアルコール、アルギン酸及びヒアルロン酸は、上述された生体内での消失速度［日／５０％質量］が１～８週（１以上５６日以下）であり、上述されたリン酸緩衝生理食塩水に対する吸収性が浸漬７日目で１０％超である。一方、ポリエチレンカーボネート、分解性ポリウレタン、コラーゲン及びフィブリンは、上述された生体内での消失速度［日／５０％質量］が９～５２週（５７以上３６４日以下）であり、上述されたリン酸緩衝生理食塩水に対する吸収性が浸漬７日目で５％超１０％以下である。

　上記の両性材料としては、ポリグラクチン、ポリ（ε－カプロラクトン）、セリシン、フィブロイン及びカルボキシメチルセルロース、並びに、これらの塩及び誘導体などが例示される。ポリグラクチン、ポリ（ε－カプロラクトン）、セリシン、フィブロイン及びカルボキシメチルセルロースのガラス転移温度は、例えば、それぞれ、４０℃程度、－６０℃（水分率により異なる）、１７０℃程度（水分率により異なる）、１７８℃程度（水分率により異なる）、－６０～１３５℃（水分率により異なる）である。これらの物質の間で、生分解性又は生体吸収性を比較すると、ポリグラクチンは、他の物質と比較して、生分解性又は生体吸収性に優れる。例えば、ポリグラクチンは、上述された生体内での消失速度［日／５０％質量］が１～８週（１以上５６日以下）であり、上述されたリン酸緩衝生理食塩水に対する吸収性が浸漬７日目で５％超である。一方、ポリ（ε－カプロラクトン）、セリシン、フィブロイン及びカルボキシメチルセルロースは、上述された生体内での消失速度［日／５０％質量］が９～５２週（５７以上３６４日以下）であり、上述されたリン酸緩衝生理食塩水に対する吸収性が浸漬７日目で５％以下である。

　上述された条件を満たす第１高分子材料及び第２高分子材料の組み合わせの具体例としては、（ｉ）ポリビニルアルコールと、シルクフィブロイン、（ｉｉ）コラーゲンと、シルクフィブロイン、（ｉｉｉ）ヒアルロン酸と、シルクフィブロイン、（ｉｖ）アルギン酸と、シルクフィブロイン、（ｖ）生分解性ポリウレタンと、シルクフィブロイン、（ｖｉ）ポリエチレンカーボネートと、シルクフィブロイン、（ｖｉｉ）ポリビニルアルコールと、ポリ乳酸、（ｖｉｉｉ）コラーゲンと、ポリ（ε－カプロラクトン）、（ｉＸ）ポリエチレンカーボネートと、ポリ乳酸、（Ｘｉ）ポリビニルアルコールと、ポリ乳酸、（Ｘｉｉ）ポリグリコール酸と、ポリ乳酸、（Ｘｉｉｉ）ヒアルロン酸と、ポリ乳酸、（Ｘｉｖ）アルギン酸と、ポリ乳酸などが例示される。なお、上記のポリ乳酸は、ポリＤ乳酸であってもよく、ポリＬ乳酸であってもよく、ポリＤＬ乳酸であってもよく、これらの混合物であってもよい。

　第１高分子材料に含まれる材料の分子量、当該材料に導入される官能基などのパラメータの変動により、第１高分子材料のヤング率、硬質若しくは軟質の程度、又は、生分解性若しくは生体吸収性などが大きく変動する場合、第１高分子材料のヤング率、硬質若しくは軟質の程度、又は、生分解性若しくは生体吸収性が上述された条件を満たすように、第１高分子材料に関する上記のパラメータが決定されてよい。同様に、第２高分子材料に含まれる材料の分子量、当該材料に導入される官能基などのパラメータの変動により、第２高分子材料のヤング率、硬質若しくは軟質の程度、又は、生分解性若しくは生体吸収性が大きく変動する場合、第２高分子材料のヤング率、硬質若しくは軟質の程度、又は、生分解性若しくは生体吸収性が上述された条件を満たすように、第２高分子材料に関する上記のパラメータが決定されてよい。

　上述されたとおり、（ｉ）単体でのヤング率が比較的大きく、単体での生分解性又は生体吸収性が比較的良好な第２高分子材料と、（ｉｉ）単体でのヤング率が第２高分子材料よりも小さいものの、単体での生分解性又は生体吸収性が第２高分子材料よりも良好な第１高分子材料とを原料として多孔質体を作製することで、生体親和性及び強度の両方に優れた材料が得られる。上記の材料は、医療用材料として特に適した特性を有する。

　軟組織修復用材料１００が生体内に埋設された場合、軟組織修復用材料１００は、生体組織が再生するための足場として機能する。本実施形態によれば、第２高分子材料は、比較的早期に生体内に吸収される。そのため、生体組織の再生初期に増殖する細胞の増殖が阻害されず、当該生体組織の再生が促進される。また、遠隔期における血栓生成、石灰化などが抑制される。一方、第１高分子材料は、第２高分子材料よりも長期間にわたって生体内に残存する。また、第１高分子材料は比較的ヤング率が大きいので、生体組織が十分に再生するまで、軟組織修復用材料１００の強度（例えば、破断強度及び破断伸度の少なくとも一方である。）が維持される。また、軟組織修復用材料１００と、血管、臓器などとが縫合されるときに、糸かけ性、縫合性などが向上する。

　例えば、スキャフォルドを利用した血管組織の再生においては、（ｉ）スキャフォルド表面を中心に血管リモデリングが進行し、（ｉｉ）スキャフォルド外側からの細胞浸潤によりコラーゲン沈着が進行するものと考えられる。そして、血管リモデリングの過程は、（ｉ）急性期と、（ｉｉ）亜急性期・慢性期との２期に大別される。

　急性期は、埋植後８週間程度までの期間である。急性期においては、スキャフォルド内への炎症細胞の浸潤が起こり、スキャフォルド内腔面に内皮化が発生する。また、内皮化に続いて血管平滑筋細胞が発生し、血管平滑筋細胞が内皮を取り囲む。亜急性期・慢性期は、埋植後８週間程度が経過した後の期間である。亜急性期・慢性期においては、スキャフォルドの分解吸収に伴い、内腔側から徐々に血管平滑筋細胞が増殖し平滑筋層が厚みを増す。

　本実施形態に係る軟組織修復用材料１００が血管リモデリング材料として用いられた場合、軟組織修復用材料１００が生体内に埋設された当初は、第２高分子材料に囲まれた細孔内に炎症細胞などが浸潤し、内皮化が促進される。また、血管平滑筋細胞が増殖する段階になると、第２高分子材料の分解・吸収も、相当程度進行している。そのため、第２高分子材料による血管平滑筋細胞の増殖の阻害が抑制される。そして、血管リモデリングが亜急性期・慢性期になると、第１高分子材料の分解・吸収も進行し、第１高分子材料による血管平滑筋細胞の増殖の阻害が抑制される。

　［厚さ方向の組成分布］
　本実施形態において、軟組織修復用材料１００の厚さ方向の位置によって、軟組織修復用材料１００の組成が異なる。例えば、表層領域１２０の少なくとも一部における軟組織修復用材料１００の組成と、支持層領域１４０の少なくとも一部における軟組織修復用材料１００の組成とが、互いに異なる。つまり、（ａ）表層領域１２０の少なくとも一部における、第１高分子材料の密度に対する第２高分子材料の密度の割合と、（ｂ）支持層領域１４０の少なくとも一部における、第１高分子材料の密度に対する第２高分子材料の密度の割合とが、互いに相違する。

　なお、表層領域１２０の少なくとも一部における第２高分子材料の密度は、支持層領域１４０の少なくとも一部における第２高分子材料の密度より小さくてもよい。また、表層領域１２０の少なくとも一部における第２高分子材料の密度は０より大きくてよい。表層領域１２０の少なくとも一部における第２高分子材料の密度は０であってもよい。

　上記の密度は、見かけ密度であってもよく、嵩密度であってもよい。軟組織修復用材料１００の各領域における各高分子材料の見かけ密度は、例えば、軟組織修復用材料１００の各領域から採取された試料の見かけ密度に、当該領域における各高分子材料の成分比率を乗じることで算出される。軟組織修復用材料１００の各領域における各高分子材料の嵩密度は、例えば、軟組織修復用材料１００の各領域から採取された試料の嵩密度に、当該領域における各高分子材料の成分比率を乗じることで算出される。各領域から採取された試料の密度及び成分比率を測定するときの条件を一定にすることで、各領域における第１高分子材料及び第２高分子材料の密度の割合の大小関係が決定され得る。

　試料の見かけ密度は、例えば、液浸法により決定される。液浸法は、水中浸漬法であってもよい。試料の嵩密度は、例えば、寸法法により決定される。試料の見かけ密度又は嵩密度は、真密度の値を用いて決定されてもよい。試料の見かけ密度又は嵩密度は、試料の空隙率（気孔率と称される場合もある。）及び真密度に基づいて決定されてもよい。試料の空隙率は、例えば、試料の表面又は断面の画像解析により決定される。上記の画像は、ＳＥＭ画像であってもよく、μＣＴ画像であってもよい。試料の真密度は、例えば、ピクノメータ法（比重瓶法と称される場合もある。）により決定される。

　試料中の各高分子材料の成分比率は、例えば、試料表面の¹H‐ＮＭＲスペクトルにより決定される。各高分子材料の成分比率は、試料全体の質量を基準とした質量比であってもよく、特定の成分の質量を基準とした質量比であってもよい。

　表層領域１２０の少なくとも一部は、所定の面積を有し、表面１０２から所定の厚さを有する領域であってよい。支持層領域１４０の少なくとも一部は、所定の面積を有し、表面１０４から所定の厚さを有する領域であってよい。上記の面積は、図１におけるｘｙ平面上の面積であってよい。表層領域１２０の少なくとも一部は、第１領域の一例であってよい。支持層領域１４０の少なくとも一部は、第２領域の一例であってよい。

　表層領域１２０の少なくとも一部における軟組織修復用材料１００の組成は、例えば、軟組織修復用材料１００の表面１０２を、全反射法によりＦＴ－ＩＲ測定することにより決定される。支持層領域１４０の少なくとも一部における軟組織修復用材料１００の組成は、例えば、軟組織修復用材料１００の表面１０４を、全反射法によりＦＴ－ＩＲ測定することにより決定される。ＡＴＲ－ＦＴＩＲ測定の詳細は、後述される実施例に関連して説明される。

　軟組織修復用材料１００は、その厚さ方向において、２以上の組成を有してもよく、３以上の組成を有してもよい。一実施形態によれば、軟組織修復用材料１００の厚さ方向において、特定の成分の含有比率が連続的又は段階的に増加する。他の実施形態によれば、軟組織修復用材料１００の厚さ方向において、特定の成分の含有比率が連続的又は段階的に減少する。

　［軟組織修復用材料１００の物性］
　軟組織修復用材料１００のヤング率は、例えば、当該ヤング率が、後述される実施例の物性評価に関連して説明される水中引張試験の結果に基づいて決定される場合、０．１ＭＰａ以上１０ＭＰａ以下であることが好ましく、０．１ＭＰａ以上５ＭＰａ以下であることが好ましく、０．２ＭＰａ以上５ＭＰａ以下であることが好ましく、０．３ＭＰａ以上３ＭＰａ以下であることが好ましく、０．３ＭＰａ以上２．５ＭＰａ以下であることが好ましく、０．３５ＭＰａ以上２ＭＰａ以下であることが好ましい。これにより、例えば、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）製の人工血管よりも低いヤング率を示し、ヒトの動脈のヤング率により近い物性を有する軟組織修復用材料１００が得られる。

　軟組織修復用材料１００のヤング率は、具体的には、３７℃の精製水中における水中引張強度に基づいて決定される。例えば、軟組織修復用材料１００がシート状の材料である場合、試験片（サンプルと称される場合がある）の厚み方向のプロファイルが、当該シート状の軟組織修復用材料１００の厚み方向のプロファイルを反映するように、水中引張試験に用いられる試験片が採取される。より具体的には、軟組織修復用材料１００の中央付近から、大きさが１５ｍｍ×３ｍｍであり、当該試験片の採取部分における軟組織修復用材料１００の厚さと同等の厚さを有する試験片が採取される。

　軟組織修復用材料１００がチューブ状の材料である場合、例えば、まず、チューブ状の軟組織修復用材料１００の延伸方向に沿って、軟組織修復用材料１００の一部が切断される。次に、切れ込みを利用してチューブ状の軟組織修復用材料１００を展開することで、シート状の軟組織修復用材料１００が得られる。その後、シート状の軟組織修復用材料１００を用いて、上述された手順に従って試験片が採取される。水中引張試験及びヤング率の算出手順の詳細は、実施例の物性評価に関連して後述される。

　上述されたとおり、軟組織修復用材料１００は、その厚さ方向において、第１高分子材料及び第２高分子材料の組成比率が異なる。そして、第１高分材料の原料としては、第２高分子材料の原料よりも生分解性又は生体吸収性に優れた物質が使用される。そのため、例えば、（ｉ）軟組織修復用材料１００の第１領域から採取され、大きさが１０ｍｍ×１０ｍｍの第１サンプルを、３５～３９℃の疑似生体液に３０日間浸漬させた場合における、第１サンプルの質量損失率が、（ｉｉ）軟組織修復用材料１００の第２領域から採取され、大きさが１０ｍｍ×１０ｍｍの第２サンプルを、３５～３９℃の疑似生体液に３０日間浸漬させた場合における第２サンプルの質量損失率よりも大きくなる。

　上記の第１サンプルの質量損失率と、上記の第２サンプルの質量損失率との差の絶対値は、０．５％以上であってよい。この場合、例えば、軟組織修復用材料１００の一方の面の側における第１高分子材料の含有率又は密度が、他方の面の側における第１高分子材料の含有率又は密度よりも大きい。その結果、例えば、シートの一方の側から生体内での分解又は吸収が進行するシートが作製され得る。

　上記の差の絶対値は、０．７％以上であることが好ましく、１．０％以上であることがより好ましく、１．５％以上であることがさらに好ましく、２％以上であることがさらに好ましく、２．５％以上であることがさらに好ましく、３％以上であることがさらに好ましい。上記の絶対値の差は、軟組織修復用材料１００の用途に応じて適切に設定され得る。上記の差の絶対値が０.５％以上である場合、例えば、癒着防止用の医療用材料に特に適した多孔質体が作製される。上記の差の絶対値が１％以上である場合、例えば、人工血管の医療用材料に特に適した多孔質体が作製され得る。また、上記の差の絶対値が１.５％以上である場合、例えば、創傷被服材料用の医療用材料に特に適した多孔質体が作製され得る。なお、軟組織修復用材料１００の用途は、これらに限定されるものではない。

　なお、質量損失率試験片の浸漬期間中において、疑似生体液の温度は、３７℃前後となるように制御される。これにより、疑似生体液の温度が、３５～３９℃の範囲内に制御され得る。質量損失率の算出方法及び疑似生体液の詳細は、後述される実施例の分解性評価に関連して説明される。

　また、上記の第１領域と、軟組織修復用材料１００の第１面との最短距離は、上記の第２領域と、当該第１面との距離よりも小さい。これにより、軟組織修復用材料１００の厚さ方向のプロファイルのうち、異なる２つの範囲に対応する２つのサンプルが準備される。例えば、第１サンプルは、軟組織修復用材料１００の第１面の側から採取され、第２サンプルは、第１面と対向する第２面の側から採取される。なお、第１面及び第２面が対向するとは、第１面及び第２面が略平行である場合に限定されない。

　一実施形態によれば、まず、軟組織修復用材料１００が第１面に略平行に切断され、軟組織修復用材料１００が、第１面側のスライスと、第２面側のスライスとに分割される。第１面側のスライスと、第２面側のスライスとは、同程度の厚さを有することが好ましい。次に、第１面側のスライスから、大きさが１０ｍｍ×１０ｍｍの試験片が切り出され、第１サンプルが準備される。同様にして、第２面側のスライスから、大きさが１０ｍｍ×１０ｍｍの試験片が切り出され、第２サンプルが準備される。

　なお、軟組織修復用材料１００は、３以上のスライスに分割されてもよい。また、３以上のスライスのうちの２つのスライスを用いて、第１サンプル及び第２サンプルが準備されてよい。この場合、第１サンプルが採取されるスライスと、第２サンプルが採取されるスライスとが、同程度の厚さを有することが好ましい。

　他の実施形態によれば、軟組織修復用材料１００の一の部分から、大きさが１０ｍｍ×１０ｍｍの試験片が切り出される。研磨、切断などの手法により、切り出された試験片の厚さが減少するように、当該試験片の第２面側の一部が除去される。これにより、第１サンプルが準備される。同様にして、軟組織修復用材料１００の他の部分から、大きさが１０ｍｍ×１０ｍｍの試験片が切り出される。研磨、切断などの手法により、切り出された試験片の厚さが減少するように、当該試験片の第１面側の一部が除去される。

　なお、第１サンプルを準備するときに、切り出された試験片の厚さが減少するように、当該試験片の第１面側の一部と、当該試験片の第２面側の一部とが除去されてもよい。同様に、第２サンプルを準備するときに、切り出された試験片の厚さが減少するように、当該試験片の第１面側の一部と、当該試験片の第２面側の一部とが除去されてもよい。

　これらの実施形態において、第１サンプル及び第２サンプルは、例えば、乾燥状態での質量が約１５ｍｇとなるように準備される。第１サンプル及び第２サンプルの乾燥状態での質量は、１０ｍｇ以上２０ｍｇ以下であってよい。上記の数値範囲内であれば、質量損失率の測定に与える影響が抑制され得る。なお、第１サンプル及び第２サンプルは、乾燥状態において、軟組織修復用材料１００の厚さが略均一な領域から採取されることが好ましい。

　軟組織修復用材料１００の厚さが十分でなく、単一の第１サンプルの乾燥状態での質量が１５ｍｇに満たない場合、軟組織修復用材料１００から、軟組織修復用材料１００の厚さ方向の位置が略同一である複数の第１サンプルを採取し、複数の第１サンプルの乾燥状態での質量の合計が約１５ｍｇとなるように、第１サンプルが準備されてよい。同様に、軟組織修復用材料１００の厚さが十分でなく、単一の第２サンプルの乾燥状態での質量が１０ｍｇに満たない場合、軟組織修復用材料１００から、軟組織修復用材料１００の厚さ方向の位置が略同一である複数の第２サンプルを採取し、複数の第２サンプルの乾燥状態での質量の合計が約１５ｍｇとなるように、第２サンプルが準備されてよい。

　また、第１サンプル及び第２サンプルの厚さは特に限定されるものではないが、第１サンプル及び第２サンプルの厚さは、乾燥状態において、２０～２００μｍ程度であることが好ましく、４０～１８０μｍ程度であることがより好ましく、４０～１２０μｍ程度であることがさらに好ましく、５０～１００μｍ程度であることがさらに好ましい。上記の数値範囲内であれば、質量損失率の測定に与える影響が抑制され得る。各サンプルの厚さは、サンプルの略対角線上に並ぶ３点における厚さの平均値であってよい。上記の３点としては、サンプルの略中心部分と、サンプルの各辺から約２．５ｍｍずつ離れた２点とが例示される。

　［軟組織修復用材料１００の用途］
　軟組織修復用材料１００は、様々な医療デバイスに利用され得る。軟組織修復用材料１００の用途としては、人工血管、大動脈修復シート、下大静脈修復シート、人工心膜、心臓欠損部補填材、胆管補填材、ステントグラフト外布、経カテーテル大動脈弁置換術（ＴＡＶＩ）におけるステントグラフト、人工硬膜、人工腹膜、人工胸膜、などが例示される。人工血管としては、小口径動脈グラフト、中口径動脈グラフト、静脈グラフトなどが例示される。軟組織修復用材料１００は、循環器系の組織を修復するための医療機器用の材料として用いられてよい。例えば、軟組織修復用材料１００が人工血管用の材料として用いられた場合、上述されたスキャフォルドを利用した血管組織の再生モデルを再現することのできる医療機器が提供され得る。

　なお、本実施形態においては、シート状の軟組織修復用材料１００を例として、多孔質体の一例が説明された。しかしながら、多孔質体は、本実施形態に係る軟組織修復用材料１００に限定されない。他の実施形態において、多孔質体は、（ｉ）シート状若しくはフィルム状、（ｉｉ）チューブ状若しくはロール状、又は、（ｉｉｉ）ブロック状、柱状若しくはパッド状の形状を有してよい。チューブ状の多孔質体は、中空の巻回体であってもよく、柱状の多孔質体は、中実の巻回体であってもよい。チューブ状の多孔質体及び柱状の多孔質体の断面形状は、特に限定されない。上記の断面形状としては、円形、楕円形、多角形、自由曲線及びこれらの組み合わせなどが例示される。

　［軟組織修復用材料１００を構成する繊維の構造］
　図２及び図３を用いて、繊維１６０及び繊維１７０の構造の詳細が説明される。図２は、軟組織修復用材料１００の組成プロファイルの一例を概略的に示す。図３は、軟組織修復用材料１００の物性プロファイルの一例を概略的に示す。

　本実施形態によれば、繊維１６０及び繊維１７０の組成が互いに異なる。その結果、軟組織修復用材料１００の厚さ方向の位置によって、軟組織修復用材料１００の組成が異なる。繊維１６０及び繊維１７０の少なくとも一方は、２種以上の高分子材料を含んでよい。例えば、シェル部１６２を構成する材料の組成と、コア部１６４を構成する材料の組成とが、互いに異なる。シェル部１７２を構成する材料の組成と、コア部１７４を構成する材料の組成とが、互いに異なってよい。

　本実施形態において、コア部１６４及びコア部１７４は、例えば、第２高分子材料により構成される。また、シェル部１６２及びシェル部１７２は、例えば、第１高分子材料により構成される。シェル部１６２を構成する材料の組成と、シェル部１７２を構成する材料の組成とは、同一であってもよく、異なってもよい。コア部１６４を構成する材料の組成と、コア部１７４を構成する材料の組成とは、同一であってもよく、異なってもよい。

　図２示されるとおり、本実施形態によれば、（ｉ）シェル部１６２の直径又は相当直径Ｄ_{ｓｈｅｌｌ}に対する、コア部１６４の直径又は相当直径Ｄ_ｃｏｒｅの割合（Ｒ_{Ｄｉａｍｅｔｅｒ}）と、（ｉｉ）シェル部１７２の直径又は相当直径Ｄ_{ｓｈｅｌｌ}に対する、コア部１７４の直径又は相当直径Ｄ_ｃｏｒｅの割合（Ｒ_{Ｄｉａｍｅｔｅｒ}）とが異なる。これにより、図３に示されるとおり、（ａ）表層領域１２０の少なくとも一部における、第１高分子材料の密度に対する第２高分子材料の密度の割合（Ｒ_{ｄｅｎｓｉｔｙ}）と、（ｂ）支持層領域１４０の少なくとも一部における、第１高分子材料の密度に対する第２高分子材料の密度の割合（_{Ｄｄｅｎｓｉｔｙ}）とが、互いに相違する。

　図２において、横軸は、厚さ方向における表面１０２からの位置を示し、縦軸は、各位置におけるＲ_{Ｄｉａｍｅｔｅｒ}を示す。また、図２において、Ｔ_１２０は表層領域１２０の厚さを示し、Ｔ_１４０は支持層領域１４０の厚さを示す。

　図２に示されるとおり、本実施形態において、Ｒ_{Ｄｉａｍｅｔｅｒ}の値が、表面１０２から表面１０４に向かって、段階的に増加する。本実施形態によれば、表層領域１２０の内部においても、Ｒ_{Ｄｉａｍｅｔｅｒ}の値が、表面１０２から表面１０４に向かって、段階的に増加する。また、支持層領域１４０の内部においても、Ｒ_{Ｄｉａｍｅｔｅｒ}の値が、表面１０２から表面１０４に向かって、段階的に増加する。

　図２に示されるとおり、（ｉ）繊維１６０における、シェルの直径又は相当直径に対する、コアの直径又は相当直径の割合（Ｒ_{Ｄｉａｍｅｔｅｒ}）は、（ｉｉ）繊維１７０における、シェルの直径又は相当直径に対する、コアの直径又は相当直径の割合（Ｒ_{Ｄｉａｍｅｔｅｒ}）より小さい。したがって、（ｉ）繊維１６０における、第１高分子材料の質量に対する第２高分子材料の質量の割合は、（ｉｉ）繊維１７０における、第１高分子材料の質量に対する第２高分子材料の質量の割合より小さい。

　また、例えば、（ｃ）支持層領域１４０の内部の領域における、第１高分子材料の密度に対する第２高分子材料の密度の割合と、（ｂ）支持層領域１４０の表面１０４の近傍の領域における、第１高分子材料の密度に対する第２高分子材料の密度の割合とは、互いに相違する。支持層領域１４０の内部の領域は、第３領域の一例であってよい。

　図３において、横軸は、厚さ方向における表面１０２からの位置を示し、縦軸は、各位置におけるＲ_{ｄｅｎｓｉｔｙ}を示す。例えば、図３によれば、ｚ＝０～Ｔ_２１の位置おいて、第１高分子の密度［ｇ／ｃｍ^３］に対する第２高分子の密度［ｇ／ｃｍ^３］の割合Ｒ_{ｄｅｎｓｉｔｙ}は、Ｒ_３１であることがわかる。図２及び図３に示されるとおり、図２においてＲ_{Ｄｉａｍｅｔｅｒ}が増加するにつれて、図３におけるＲ_{ｄｅｎｓｉｔｙ}の値も増加する。

　本実施形態によれば、表面１０２の側には、第１高分子の含有量が大きな繊維の集積体（ウェブ又はフリースなどと称される場合がある。）が配される。また、表面１０４の側には、第２高分子の含有量が大きな繊維の集積体が配される。これにより、組織再生を誘導することができる組織修復用材料が得られる。特に、上述された血管リモデリング仮説を再現可能なグラフト材料が得られる。上記のグラフト材料によれば、血管の再生が適切に誘導され得る。

　図４及び図５を用いて、軟組織修復用材料の他の例が説明される。図４は、軟組織修復用材料４００の一例を概略的に示す。図５は、軟組織修復用材料４００の組成プロファイルの一例を概略的に示す。

　図４に示されるとおり、本実施形態において、軟組織修復用材料４００は、表層領域１２０と、支持層領域１４０と、表層領域４２０とを備える。表層領域４２０は、表層領域１２０と同様の構成を有してよい。表層領域４２０は、第２表層の一例であってよい。

　軟組織修復用材料４００は、支持層領域１４０が、表層領域１２０及び表層領域４２０の間に配され、表層領域１２０及び表層領域４２０を支持する点で、軟組織修復用材料１００と相違する。軟組織修復用材料４００は、上記の相違点以外を除いて、軟組織修復用材料１００と同様の構成を有してよい。

　本実施形態において、表層領域１２０、支持層領域１４０、及び、表層領域４２０のそれぞれは、第１高分子材料及び第２高分子材料を含む複合繊維のウェブを有する不織布を有する。上記の複合繊維は、第２高分子材料のコア及び第１高分子材料のシェルを含むコア－シェル構造を有してよい。表層領域１２０は、支持層領域１４０の表面１０２の側に配され、表層領域４２０は、支持層領域１４０の表面１０４の側に配される。

　図５に示されるとおり、本実施形態において、（ｄ）表層領域４２０の少なくとも一部における、第１高分子材料の密度に対する第２高分子材料の密度の割合と、（ｂ）支持層領域１４０の少なくとも一部における、第１高分子材料の密度に対する第２高分子材料の密度の割合とが、互いに相違する。例えば、（ｄ）表層領域４２０の少なくとも一部における、第１高分子材料の密度に対する第２高分子材料の密度の割合は、（ｂ）支持層領域１４０の少なくとも一部における、第１高分子材料の密度に対する第２高分子材料の密度の割合より小さい。表層領域４２０の少なくとも一部は、第４領域の一例であってよい。

　図６は、エレクトロスピニングシステム６００のシステム構成の一例を概略的に示す。本実施形態において、エレクトロスピニングシステム６００は、コアシェルノズル６１０と、シリンジ６２０と、ポンプ６２２と、シリンジ６４０と、ポンプ６４２と、コレクタ板６５０と、位置調整部６５２と、電源６６０と、制御部６７０とを備える。本実施形態において、コアシェルノズル６１０は、外筒６１２と、内筒６１４とを有する。

　本実施形態において、コアシェルノズル６１０は、コア－シェル構造を有する繊維の紡糸ジェット６６を射出する。本実施形態において、外筒６１２及び内筒６１４は同軸上に配される。内筒６１４の吐出口は、外筒６１２の内部に配される。内筒６１４の吐出口は、例えば、外筒６１２の吐出口の近傍に配される。

　外筒６１２には、シリンジ６２０に貯留された第１溶液が、ポンプ６２２を介して供給される。内筒６１４には、シリンジ６４０に貯留された第２溶液が、ポンプ６４２を介して供給される。内筒６１４に供給された第２溶液は、内筒６１４の吐出口から吐出された後、外筒６１２に供給された第１溶液と混合される。なお、コアシェルノズル６１０の構造は、本実施形態に限定されない。コアシェルノズル６１０は、２重筒型のノズルであってもよく、サイドバイサイド型のノズルであってもよい。

　外筒６１２の吐出口の近傍には、電源６６０により正電圧が印加される。これにより、外筒６１２の吐出口から第１溶液及び第２溶液を含む液滴が吐出された後、紡糸ジェット６６としてコレクタ板６５０に向かって射出される。その結果、コレクタ板６５０の上に、ウェブ６８が形成される。

　本実施形態において、シリンジ６２０は、第１高分子の溶液（第１溶液と称される場合がある。）を貯留する。溶媒は、水であってもよく、有機溶媒であってもよく、各種の混合溶媒であってもよい。ポンプ６２２は、シリンジ６２０に貯留された第１溶液を、外筒６１２に移送する。

　本実施形態において、シリンジ６４０は、第２高分子の溶液（第２溶液と称される場合がある。）を貯留する。溶媒は、水であってもよく、有機溶媒であってもよく、各種の混合溶媒であってもよい。ポンプ６４２は、シリンジ６４０に貯留された第２溶液を、内筒６１４に移送する。

　本実施形態において、コレクタ板６５０は、コアシェルノズル６１０から吐出された紡糸ジェット６６を集積する。コレクタ板６５０は、例えば、電源６６０の接地端子と電気的に接続される。本実施形態において、位置調整部６５２は、コアシェルノズル６１０と、コレクタ板６５０との相対位置を調整する。本実施形態において、電源６６０は、コアシェルノズル６１０に正電圧を印加する。

　本実施形態において、制御部６７０は、エレクトロスピニングシステム６００の動作を制御する。例えば、制御部６７０は、ポンプ６２２及びポンプ６４２の少なくとも一方の吐出量を制御する。制御部６７０は、位置調整部６５２を制御して、コアシェルノズル６１０及びコレクタ板６５０の相対位置を調整する。制御部６７０は、電源６６０を制御して、コアシェルノズル６１０及びコレクタ板６５０の電位差を調整する。

　図７及び図８を用いて、制御部６７０による制御の一例が説明される。図７は、ポンプ６２２及びポンプ６４２に関する制御パターン７００の一例を概略的に示す。図８は、ポンプ６２２及びポンプ６４２に関する制御パターン８００の一例を概略的に示す。

　図７に示されたとおり、制御パターン７２０は、ポンプ６２２が動作するタイミング（例えば、ｔ_７１～ｔ_７５である。）と、当該タイミングにおけるポンプ６２２の吐出速度（吐出量と称される場合がある。）の目標値とが対応付けられた情報であってよい。同様に、制御パターン７４０は、ポンプ６４２が動作するタイミングと、当該タイミングにおけるポンプ６２２の吐出速度の目標値とが対応付けられた情報であってよい。

　本実施形態においては、時間の経過とともに、ポンプ６２２の吐出速度が段階的に増加し、ポンプ６４２の吐出速度が段階的に減少する。これにより、例えば、エレクトロスピニングシステム６００が動作を開始した当初は、シェル部の直径と比較してコア部の直径が比較的大きな繊維のウェブ６８が堆積される。その後、ウェブ６８を構成する繊維において、シェル部の直径に対するコア部の直径の比率が徐々に小さくなっていく。その結果、軟組織修復用材料１００が作製される。制御パターンを変更することで、エレクトロスピニングシステム６００は、軟組織修復用材料４００を作製することもできる。

　図８に示されたとおり、制御パターン８２０は、ポンプ６２２が動作するタイミング（例えば、ｔ_８１～ｔ_８５である。）と、当該タイミングにおけるポンプ６２２の吐出速度（吐出量と称される場合がある。）の目標値とが対応付けられた情報であってよい。同様に、制御パターン８４０は、ポンプ６４２が動作するタイミングと、当該タイミングにおけるポンプ６２２の吐出速度の目標値とが対応付けられた情報であってよい。

　制御パターン８００においては、制御部６７０は、単位期間におけるポンプのオン／オフの比率を制御することで、ウェブ６８を構成する繊維における、シェル部の直径に対するコア部の直径の比率を調整する点で、制御パターン７００と相違する。これにより、エレクトロスピニングシステム６００は、軟組織修復用材料１００、軟組織修復用材料４００などの不織布を作製することができる。

　図９は、エレクトロスピニングシステム９００のシステム構成の一例を概略的に示す。エレクトロスピニングシステム９００は、コアシェルノズル６１０の代わりに、２つのシングルノズルを備える点で、エレクトロスピニングシステム６００と相違する。シングルノズルは、例えば、相分離していない液滴を吐出する。エレクトロスピニングシステム９００は、上記の相違点を除いて、エレクトロスピニングシステム６００と同様の構成を有してよい。

　本実施形態において、シングルノズル９１２には、シリンジ６２０に貯留された第１溶液が、ポンプ６２２を介して供給される。シングルノズル９１２の吐出口の近傍には、電源６６０により正電圧が印加される。これにより、シングルノズル９１２から、コレクタ板６５０に向かって、第１溶液の紡糸ジェットが射出される。

　本実施形態において、シングルノズル９１４には、シリンジ６４０に貯留された第２溶液が、ポンプ６４２を介して供給される。シングルノズル９１４の吐出口の近傍には、電源６６０により正電圧が印加される。これにより、シングルノズル９１４から、コレクタ板６５０に向かって、第２溶液の紡糸ジェットが射出される。

　図１０は、エレクトロスピニングシステム１０００のシステム構成の一例を概略的に示す。エレクトロスピニングシステム９００は、コアシェルノズル６１０の代わりに、単一のシングルノズル１０１０を備え、第１高分子材料及び第２高分子材料の混合溶液の紡糸ジェットが射出される点で、エレクトロスピニングシステム６００と相違する。エレクトロスピニングシステム１０００は、上記の相違点を除いて、エレクトロスピニングシステム６００と同様の構成を有してよい。

　図１１は、軟組織修復用材料１１００の一例を概略的に示す。本実施形態において、軟組織修復用材料１１００は、第１高分子材料を含むモノリス１１２０と、第２高分子材料を含む繊維が集積されて形成された不織布１１４０とを備える。本実施形態において、不織布１１４０は、粗部１１４２と、緻密部１１４４とを有する。粗部１１４２における繊維の嵩密度は、緻密部１１４４における繊維の嵩密度よりも小さい。また、粗部１１４２における第２高分子材料の嵩密度は、緻密部１１４４における第２高分子材料の嵩密度より小さくてよい。

　本実施形態において、モノリス１１２０は、粗部１１４２を覆うように形成される。モノリス１１２０は、粗部１１４２と、緻密部１１４４の一部とを覆うように形成されてもよい。モノリス１１２０の一部が、不織布１１４０の細孔に侵入していてもよい。モノリス１１２０は、ブロック状、スポンジ状又は発泡体状の多孔質体であり、任意の製法により作製され得る。モノリス１１２０は、主として第１高分子材料からなる多孔質体であってもよく、第１高分子材料及び第２高分子材料を含む多孔質体であってもよい。

　本実施形態において、不織布１１４０を構成する繊維は、第２高分子材料の繊維であってもよく、第１高分子材料及び第２高分子材料の複合繊維であってもよい。粗部１１４２を構成する繊維の組成と、緻密部１１４４を構成する繊維の組成とは、同一であってもよく、異なってもよい。一実施形態において、単一の繊維が、粗部１１４２の一部と、緻密部１１４４の一部とを構成する。他の実施形態において、粗部１１４２を構成するウェブと、緻密部１１４４を構成するウェブとが、任意の手法により一体化される。

　本実施形態において、軟組織修復用材料１１００は、その厚さ方向において、表層領域１１１２と、支持層領域１１１４とに分類される。本実施形態において、表層領域１１１２は、支持層領域１１１４よりも表面１１０２の側に配される。表層領域１１１２は、軟組織修復用材料１１００の表面１１０２の側の領域であってよく、支持層領域１１１４は、軟組織修復用材料１１００の表面１１０４の側の領域であってよい。

　上述のとおり、本実施形態において、軟組織修復用材料１１００は、互いに対向する表面１１０２及び表面１１０４を有するシート状の多孔質体である。また、軟組織修復用材料１１００は、第１高分子材料及び第２高分子材料を含む。第１高分子材料としては、例えば、（ｉ）第２高分子材料よりもヤング率が小さく、且つ、（ｉｉ）第２高分子材料よりも、生体内での消失速度、又は、疑似生体液に対する吸収性の大きな材料が選択される。

　本実施形態において、表層領域１１１２における組成と、支持層領域１１１４における組成とが、互いに相違する。例えば、（ａ）表層領域１１１２における、第１高分子材料の密度に対する第２高分子材料の密度の割合と、（ｂ）支持層領域１１１４における、第１高分子材料の密度に対する第２高分子材料の密度の割合とが、互いに相違する。上記の密度は、見かけ密度であってもよく、嵩密度であってもよい。

　より具体的には、表層領域１１１２における第１高分子材料の密度に対する第２高分子材料の密度の割合は、支持層領域１１１４における第１高分子材料の密度に対する第２高分子材料の密度の割合より小さくてよい。軟組織修復用材料１１００が生体内に埋設された場合、表層領域１１１２のモノリス１１２０は、組織再生の初期段階において、生体組織が再生するための足場として機能する。一方、不織布１１４０は、モノリス１１２０よりも長期間にわたって生体内に残存する。これにより、生体組織が十分に再生するまで、軟組織修復用材料１１００の強度が維持される。

　軟組織修復用材料１１００は、多孔質体及び医療用材料の一例であってよい。表面１１０２は、第１面の一例であってよい。表面１１０４は、第２面の一例であってよい。表層領域１１１２は、表層の一例であってよい。支持層領域１１１４は、支持層の一例であってよい。なお、軟組織修復用材料１１００及びその各部は、技術的に矛盾しない範囲で、軟組織修復用材料１００、軟組織修復用材料４００及びそれら各部と同様の構成を有してよい。同様に、軟組織修復用材料１００、軟組織修復用材料４００及びそれら各部は、技術的に矛盾しない範囲で、軟組織修復用材料１１００及びその各部と同様の構成を有してもよい。

　なお、本実施形態においては、不織布１１４０が、粗部１１４２及び緻密部１１４４を有する場合を例として、軟組織修復用材料１１００の詳細が説明された。しかしながら、軟組織修復用材料１１００は、本実施形態に限定されない。他の実施形態において、不織布１１４０の繊維密度は、不織布１１４０の厚さ方向にわたって、略均一であってもよい。さらに他の実施形態において、緻密部１１４４の繊維密度が、緻密部１１４４の厚さ方向に沿って、段階的又は連続的に変化していてもよい。

　図１２は、軟組織修復用材料１２００の一例を概略的に示す。図１２は、軟組織修復用材料１２００の断面の拡大図の一例を概略的に示す。本実施形態において、軟組織修復用材料１２００は、チューブ状の形状を有する。軟組織修復用材料１２００は、内腔面１２０２と、外腔面１２０４を有する。軟組織修復用材料１２００は、例えば、エレクトロスピニングシステム６００において、板状のコレクタ板６５０の代わりに回転コレクタを利用することで、作製され得る。

　軟組織修復用材料１２００は、多孔質体及び医療用材料の一例であってよい。内腔面１２０２は、第１面の一例であってよい。外腔面１２０４は、第２面の一例であってよい。なお、軟組織修復用材料１２００及びその各部は、技術的に矛盾しない範囲で、軟組織修復用材料１００、軟組織修復用材料４００、軟組織修復用材料１１００及びそれら各部と同様の構成を有してよい。同様に、軟組織修復用材料１００、軟組織修復用材料４００、軟組織修復用材料１１００及びそれら各部は、技術的に矛盾しない範囲で、軟組織修復用材料１２００及びその各部と同様の構成を有してもよい。

　図１３は、軟組織修復用材料１２００の製法の他の例を概略的に示す。本実施形態において、軟組織修復用材料１２００は、シート状材料１３００の巻回体であってよい。図１３に示されるとおり、シート状材料１３００を複数回巻いて、中空の巻回体を形成することで、軟組織修復用材料１２００が作製され得る。中空の巻回体を構成する複数の層は、任意の手法により一体化されてよい。中空の巻回体が、延伸方向に略垂直な面で切断されて、軟組織修復用材料１２００が作製されてもよい。

　一実施形態において、シート状材料１３００は、軟組織修復用材料１００又は軟組織修復用材料４００と同様の構成を有してよい。他の実施形態において、シート状材料１３００は、図中、ｘ方向の位置によって組成が異なる。例えば、シート状材料１３００のｘ方向において、特定の成分の含有比率が連続的又は段階的に増加する。シート状材料１３００のｘ方向において、特定の成分の含有比率が連続的又は段階的に減少してもよい。特定の成分は、第１高分子材料及び第２高分子材料の少なくとも一方であってよい。シート状材料１３００は、厚さ方向において、略均一な組成分布を有してもよい。

　図１４は、軟組織修復用材料１２００の製法の他の例を概略的に示す。本実施形態において、軟組織修復用材料１２００は、筒状織物１４００であってよい。例えば、筒状織物１４００を構成する生地が複数回、折りたたまれて、筒状織物１４００の径方向（図中、ｚ方向である。）に、複数の層が形成される。筒状織物１４００を構成する複数の層は、任意の手法により一体化されてよい。筒状織物１４００が、延伸方向に略垂直な面で切断されて、軟組織修復用材料１２００が作製されてもよい。

　本実施形態によれば、筒状織物１４００を構成する複数の層の少なくとも２つが、組成の異なる層であってよい。例えば、経糸を構成するフィラメント糸の組成、及び、緯糸を構成するフィラメント糸の組成の少なくとも一方を調整することで、各層の組成が調整される。経糸又は緯糸を構成するフィラメント糸の組成は、例えば、第１の組成を有するフィラメント糸の本数と、第２の組成を有するフィラメント糸の本数との割合により調整される。フィラメント糸の組成は、例えば、フィラメント糸を構成する複数の単繊維の組成又は組み合わせにより調整される。

　以下、実施例及び参考例を挙げて、本発明をさらに具体的に説明する。本発明は、その要旨を越えない限り、下記の実施例に限定されるものではないことに留意すべきである。

　＜ポリビニルアルコール及びシルクフィブロインを用いた具体例＞
　［実施例１］
　下記の手順により、不織布状のシートを作製した。実施例１においては、第１高分子材料として、ポリビニルアルコール（ＰＶＡと省略する場合がある。）を用い、第２高分子材料として、シルクフィブロインを用いた。
　＜シルクフィブロインスポンジの作製＞
　家蚕繭から繰糸した生糸２５０ｇを、９５℃の０．０２Ｍ炭酸ナトリウム（試薬特級、和光純薬工業社製）水溶液に浸漬して３０分間撹拌し、精練した。次に、精錬された生糸を、４０℃の精製水を用いて５回洗浄した。これにより、精錬後の生糸に残留していたセリシンが、ほぼ完全に除去された。その後、セリシンが除去された繊維を、精製水を用いたさらに洗浄した後、乾燥させた。これにより、シルクフィブロイン（ＳＦと省略する場合がある。）の繊維が得られた。

　次に、上記のＳＦを９Ｍ臭化リチウム（和光純薬工業社製）水溶液に加え、３７℃、１０００ｒｐｍの振盪条件下でＳＦを溶解させ、ＳＦ溶液を得た。その後、透析処理により、ＳＦ溶液から、臭化リチウムを除去した。透析処理においては、２０分間煮沸した透析用セルチューブを用いた。透析処理は４℃条件下において実施し、１日３回水交換を行った。水交換から１０時間以上経過後の精製水の電気電導度が２μＳ／ｃｍ以下になった時点で透析処理を終了した。

　次に、遠心分離処理により、透析処理後のＳＦ水溶液から不純物を除去した。遠心分離処理は、４℃、８５００ｒｐｍの条件で３０分間実施した。また、遠心分離処理による不純物除去作業を計２回行った。その後、不純物が取り除かれたＳＦ水溶液を複数のシャーレに少量滴下し、乾燥後の重量を測定することで濃度を測定した。

　次に、ＳＦ水溶液の濃度を１％（ｗ／ｖ）に調製した。濃度が調製されたＳＦ水溶液をナスフラスコに移し、液体窒素で予備凍結を実施した後、凍結乾燥処理を実施した。これにより、ＳＦスポンジが得られた。

　＜シルクフィブロイン（ＳＦ）溶液の調整＞
　１、１、１、３、３、３－ヘキサフルオロ－２－プロパノール（ＨＦＩＰ）（Ｓｉｇｍａ社製）６０００μL中に、１２０ｇのＳＦスポンジを添加した後、室温、３００ｒｐｍの条件下で、１５時間攪拌した。これにより、２％（ｗ／ｖ）のＳＦのＨＦＩＰ溶液が得られた。

　＜ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）溶液の調整＞
　１、１、１、３、３、３－ヘキサフルオロ－２－プロパノール（ＨＦＩＰ）（Ｓｉｇｍａ社製）６０００μL中に、１８０ｇのＰＶＡ（一級、和光純薬工業社製）を添加した後、室温℃、３００ｒｐｍの条件下で、一晩攪拌した。これにより、３％（ｗ／ｖ）のＰＶＡのＨＦＩＰ溶液が得られた。

　＜シート状の不織布の作成＞
　エレクトロスピニング装置（ＥＳ２０００Ａ、Ｆｕｅｎｃｅ社製）を用いて、繊維の内側がＳＦであり外側がＰＶＡである、コア－シェル型の繊維構造を有する繊維を作製した。ＥＳ２０００Ａは、図６に関連して説明されたエレクトロスピニングシステム６００と同様に、２つのシリンジと、コア－シェル型の繊維を作製するためのコアシェルノズルとを備える。実施例１におけるエレクトロスピニング工程の諸条件を、表１に示す。

　具体的には、まず、ＥＳ２０００Ａの一方のシリンジに、上記のＳＦのＨＦＩＰ溶液を充填し、ＥＳ２０００Ａの他方のシリンジに、上記のＰＶＡのＨＦＩＰ溶液を充填した。吐出距離は１２ｃｍに設定した。また、吐出時間は、２時間に設定した。その後、印加電圧を２０～２３ｋＶに設定し、予めプログラムされた設定に従って、ＳＦのＨＦＩＰ溶液及びＰＶＡのＨＦＩＰ溶液の吐出を開始した。

　実施例１においては、２時間の吐出時間の間で、ＳＦのＨＦＩＰ溶液の吐出速度を、８μｌ／ｍｉｎから２２μｌ／ｍｉｎまで変化させた。具体的には、ＳＦのＨＦＩＰ溶液の吐出速度を、８分ごとに１μｌ／ｍｉｎずつ段階的に増加させた。また、ＰＶＡのＨＦＩＰ溶液の吐出速度を、２２μｌ／ｍｉｎから８μｌ／ｍｉｎまで変化させた。具体的には、ＰＶＡのＨＦＩＰ溶液の吐出速度を、８分ごとに１μｌ／ｍｉｎずつ段階的に減少させた。これにより、アルミニウム製のコレクタ板の上に、不織布状のシートが作製された。上記のシートの大きさは、５０ｍｍ×５０ｍｍであった。なお、シートの評価において、コレクタ板に接していた側の面を裏面と称し、裏面の反対側の面を表面と称する場合がある。

　次に、作製されたシートを、コレクト板とともに、相対湿度１００％、３７℃の条件下に２４時間静置することで、シルクフィブロインの不溶化処理を実施した。その後、不溶化処理後のシートを、コレクト板とともに水に浸漬させて、コレクト板から、シートを剥離した。シートの剥離作業は、５分以内で実施した。これにより、ＰＶＡの溶解を抑制しつつ、コレクト板からシートを剥離することができた。

　［参考例１］
　エレクトロスピニング工程において、ＳＦのＨＦＩＰ溶液の吐出速度が８μｌ／ｍｉｎに固定され、ＰＶＡのＨＦＩＰ溶液の吐出速度が２２μｌ／ｍｉｎに固定された点を除いて、実施例１と同様の手順により、不織布状のシートを作製した。参考例１におけるエレクトロスピニング工程の諸条件を、表１に示す。

　［参考例２］
　エレクトロスピニング工程において、ＳＦのＨＦＩＰ溶液の吐出速度が１５μｌ／ｍｉｎに固定され、ＰＶＡのＨＦＩＰ溶液の吐出速度が１５μｌ／ｍｉｎに固定された点を除いて、実施例１と同様の手順により、不織布状のシートを作製した。参考例２におけるエレクトロスピニング工程の諸条件を、表１に示す。

　［参考例３］
　エレクトロスピニング工程において、ＳＦのＨＦＩＰ溶液の吐出速度が２２μｌ／ｍｉｎに固定され、ＰＶＡのＨＦＩＰ溶液の吐出速度が８μｌ／ｍｉｎに固定された点を除いて、実施例１と同様の手順により、不織布状のシートを作製した。参考例３におけるエレクトロスピニング工程の諸条件を、表１に示す。

　［参考例４］
　エレクトロスピニング装置（ＥＳ２０００Ａ、Ｆｕｅｎｃｅ社製）において１本のコアシェルノズルを用いる代わりに、図９に関連して説明されたエレクトロスピニングシステム９００と同様に、２本のシングルノズルを用いて、不織布状のシートを作製した。参考例４におけるエレクトロスピニング工程の諸条件を、表１に示す。

　具体的には、まず、ＥＳ２０００Ａの一方のシリンジに、上記のＳＦのＨＦＩＰ溶液を充填し、ＥＳ２０００Ａの他方のシリンジにも、上記のＳＦのＨＦＩＰ溶液を充填した。吐出距離は１２ｃｍに設定した。また、吐出時間は、２．５時間に設定した。その後、印加電圧を２０～２３ｋＶに設定し、予めプログラムされた設定に従って、ＳＦのＨＦＩＰ溶液及びＰＶＡのＨＦＩＰ溶液の吐出を開始した。具体的には、２．５時間の吐出時間の間で、一方のシリンジからのＳＦのＨＦＩＰ溶液の吐出速度は、１２μｌ／ｍｉｎに固定され他方のシリンジからのＳＦのＨＦＩＰ溶液の吐出速度も、１２μｌ／ｍｉｎに固定された。その他の手順は、実施例１と同様に実施した。

　［評価方法］
　実施例１及び参考例１～４のシートを、下記の手順により評価した。具体的には、各シートの形態、組成、物性及び分解性を評価した。

　＜形態観察＞
　各シートから試験片を採取し、各試験片を金蒸着した後、走査型電子顕微鏡（ＪＳＭ－６５１０、日本電子社製）を用いて、各試験片の表面を観察した。走査型電子顕微鏡の観察電圧は１０ｋＶとし、倍率は３０００倍とした。試験片は、各シートの中央部分から採取した。試験片の大きさは、直径４ｍｍの円形であった。また、ｉｍａｇｅ　Ｊ（Ｖｅｒ　１．５１ｊ８、Ｎａｔｉｏｎａｌ　Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅｓ　ｏｆ　Ｈｅａｌｔｈ（ＮＩＨ）製）を用いて、走査型電子顕微鏡により得られた画像を解析した。具体的には、各シートの表面に存在する繊維の平均繊維径を算出した。繊維の平均繊維径は、下記の手順で算出した。まず、各シートのＳＥＭ画像において最低５０本の繊維をランダムに抽出した。次に、抽出された各繊維の繊維径を決定した。その後、決定された各繊維の繊維径の平均値を算出した。

　＜組成評価＞
　（ＡＴＲ－ＦＴＩＲ測定）
　コア－シェル構造を有する繊維により形成されたシート（実施例１及び参考例１～３）について、全反射法（ＡＴＲ法）によるＦＴ－ＩＲ測定（ＡＴＲ－ＦＴＩＲ測定と称する場合がある。）を実施した。ＡＴＲ－ＦＴＩＲ測定は、日本分光社製のＦＴ／ＩＲ－４６００　フーリエ変換赤外分光光度計を用いて実施した。ＡＴＲ－ＦＴＩＲ測定は、実施例１の表面及び裏面、並びに、参考例１～３の表面について実施した。ＡＴＲ－ＦＴＩＲ測定の測定条件は、積算回数を１６回とし、測定範囲を９００ｃｍ^－１～１８００ｃｍ^－１とした。プリズムにはＺｎＳｅを用いた。各観察対象を測定して得られたスペクトルを、１６５０ｃｍ^－１～１６３０ｃｍ^－１に現れるＳＦ由来のアミドＩのピークで規格化した。規格化後のスペクトルにおいて、１０９５ｃｍ^－１に現れるＰＶＡ由来のＣ－Ｏ伸縮振動のピーク強度を比較した。これにより、実施例１のシートにおいて、厚さ方向に、ＳＦ及びＰＶＡの存在比率が変化していることを確認した。

　（ＮＭＲ測定）
　参考例１～４のシートについて、ＮＭＲ測定を実施した。ＮＭＲ測定は、日本電子社製のＥＣＸ－５００を用いて実施した。具体的には、各シートの表面側の中央近傍の表面から、３ｍｇの試料を採取した。各シートから採取された試料を、それぞれ、０．６ｍｌのＮＭＲ測定用の重化溶媒（ＮＭＲ用、関東化学社製）に溶解させ、５ｍｍ径のＮＭＲチューブに移した。各試料のＮＭＲチューブをＮＭＲ測定装置にセットし、^１Ｈ－ＮＭＲを測定した。各試料について、ＳＦのアラニン側鎖メチル基のピーク面積と、ＰＶＡのメチレン基のピーク面積の比を算出することにより、当該試料における、ＳＦ及びＰＶＡの質量比を算出した。

　＜物性評価＞
　まず、不溶化後の各シートを精製水に浸漬し、含水状態とした。次に、各シートから、１５ｍｍ×３ｍｍの試験片を切り出した。また、試験片の膜厚を測定した。次に、ＩＣＲＯＴＥＳＴ２００ＮＴｅｎｓｉｌｅＳｔａｇｅ（ＤＥＢＥＮ社製）の１００Ｎのロードセルを使用して、水中引張試験を実施した。水中引張試験は、つかみ具間長を５ｍｍとし、引張速度を０．５ｍｍ／ｍｉｎとし、３７℃の水中で実施した。測定の試行回数は最低８回とした。水中引張試験により得られた試験力［Ｎ］、変位［ｍｍ］、膜厚［ｍｍ］、及び、サンプル長［ｍｍ］に基づいて、応力［Ｐａ］、及び、ひずみ［％］を算出した。縦軸を応力、横軸をひずみとして、測定結果をプロットすることで、応力－ひずみ曲線（Ｓｔｒｅｓｓ－Ｓｔｒａｉｎｃｕｒｖｅ）を作製した。１～４％のひずみに対する応力に基づいて、ヤング率を算出した。

　＜分解性評価＞
　参考例１～３のそれぞれにおいて得られたシートを用いて、疑似生体液に対する吸収性に関する試験（分解性試験と称される場合がある。）を実施した。具体的には、まず、各シートから、１ｃｍ×１ｃｍの試験片を切り出した。切り出された各試験片に真空乾燥処理を施し、各試験片の水分を十分に除去した後、各試験片の質量を測定した。次に、各試験片を、１．２ｍＬのリン酸緩衝生理食塩水（Ｃａｌｂｉｏｃｈｅｍ社）が入ったエッペンドルフチューブに入れ、７日間静置した。ＰＢＳの組成は、リン酸二水素カリウムが２００ｍｇ／Ｌであり、塩化カリウムが２００ｍｇ／Ｌであり、リン酸水素二ナトリウムが１１５０ｍｇ／Ｌであり、塩化ナトリウムが８０００ｍｇ／Ｌである。ＰＢＳの温度は、３７℃に維持された。また、２日おきに、ＰＢＳを交換した。

　ＰＢＳへの浸漬処理が終了した後、エッペンドルフチューブから各試験片を回収し、精製水を用いて各試験片を洗浄した。その後、各試験片に真空乾燥処理を施し、各試験片の水分を十分に除去した後、各試験片の質量を測定した。ＰＢＳへの浸漬処理の前後における質量測定結果に基づいて、質量損失率［％］を算出した。質量損失率［％］は、下記の数式３に基づいて算出した。
　［数式３］
　質量損失率［％］＝１００×（試験開始前の質量－試験終了時の質量）／試験開始前の質量

　また、分解性試験が終了した各試験片を金蒸着した後、走査型電子顕微鏡（ＪＳＭ－６５１０、日本電子社製）を用いて、各試験片の表面を観察した。走査型電子顕微鏡の観察電圧は１０ｋＶとし、倍率は３０００倍とした。

　［評価結果］
　＜形態観察結果＞
　図１５～図２０に、実施例１及び参考例１～４の外観のＳＥＭ画像を示す。図１５は、参考例１の表面のＳＥＭ画像を示す。図１６は、参考例２の表面のＳＥＭ画像を示す。図１７は、参考例３の表面のＳＥＭ画像を示す。図１８は、実施例１の裏面のＳＥＭ画像を示す。図１９は、実施例１の表面のＳＥＭ画像を示す。図２０は、参考例４の表面のＳＥＭ画像を示す。また、表２に、各サンプルの平均繊維径を示す。

　図１５～図２０に示されるとおり、全てのサンプルにおいて、繊維構造の形成が確認された。なお、表２に示されるとおり、ＰＶＡの吐出速度の増加に伴い、平均繊維径が増加した。エレクトロスピニングにおいては、溶液の粘度が大きい程、繊維径が大きくなることが報告されている。ＰＶＡ溶液の粘度がＳＦ溶液の粘度よりも大きかったことから、ＰＶＡの吐出速度の増加に伴い、平均繊維径が増加したものと推測される。

　図１８及び図１９によれば、実施例１のシートの裏面の平均繊維径が、表面の平均繊維径よりも大きい。上記の推測に基づけば、実施例１においては、シートの裏面の繊維はＰＶＡの含有量が比較的大きく、シートの表面の繊維はＳＦの含有量が比較的大きいものと推察される。

　図２６に、実施例１のシート２６００の厚さ方向の断面のＳＥＭ画像を示す。図２６に示されるとおり、シート２６００は、シート２６００の裏面の側から順に、ＰＶＡリッチな繊維の層２６２０と、層２６６０を構成する繊維よりもシルクの含有量の大きな繊維の層２６４０と、シルクリッチな繊維の層２６６０とを有する。図２６に示されるとおり、シート２６００において、層２６２０における繊維の嵩密度は、層２６６０における繊維の嵩密度よりも大きい。

　なお、本実施形態においては、層２６２０の内部でも、裏面から表面に向かう方向に沿って、ＰＶＡ及びシルクフィブロインの成分比率が段階的に変化している。同様に、層２６４０及び層２６６０の内部でも、裏面から表面に向かう方向に沿って、ＰＶＡ及びシルクフィブロインの成分比率が段階的に変化している。

　＜組成評価＞
　図２１は、実施例１及び参考例１～３のＡＴＲ－ＦＴＩＲ測定結果を示す。図２１において、曲線２１１０は、実施例１の測定結果を示す。曲線２１１２は、実施例１のシートの裏面の測定結果を示す。曲線２１１４は、実施例１のシートの表面の測定結果を示す。曲線２１２０は、参考例１の測定結果を示す。曲線２１３０は、参考例２の測定結果を示す。曲線２１４０は、参考例３の測定結果を示す。

　図２１に示されるとおり、ＰＶＡの吐出速度の増加に伴い、ＰＶＡ由来Ｃ－Ｏ伸縮振動のピーク強度が増大した。これにより、ＰＶＡの吐出速度が増加することで、繊維中のＰＶＡ含有量も増加することが確認できる。また、図２１において、曲線２１１２と、曲線２１２０とが良く一致し、曲線２１１４と、曲線２１４０とがよく一致している。これにより、実施例１のシートは、その厚さ方向において、ＳＦ及びＰＶＡの存在比率が段階的に変化しているものと推察される。

　また、参考例１～４のＮＭＲ測定の結果によれば、参考例１、参考例２及び参考例３のＳＦ：ＰＶＡは、質量比で、それぞれ、８：２３、１５：１３、及び、２２：７であった。これにより、ＳＦ溶液及びＰＶＡ溶液の吐出速度の質量比を、シートにおけるＳＦ及びＰＶＡの質量比とみなせることが分かった。

　＜物性評価結果＞
　図２２は、実施例１及び参考例１～４の引張試験結果を示す。図２２において、菱形のマーカの曲線２２１０は、実施例１の測定結果を示す。丸型のマーカの曲線２２２０は、参考例１の測定結果を示す。横棒型のマーカの曲線２２３０は、参考例２の測定結果を示す。三角形のマーカの曲線２２４０は、参考例３の測定結果を示す。四角形のマーカの曲線２２５０は、参考例４の測定結果を示す。また、表３は、各サンプルのヤング率の測定結果を示す。図２２及び表３に示されるとおり、ＰＶＡの吐出速度の増加に伴い、ヤング率が低下した。これにより、ＰＶＡの吐出速度が増加することで、繊維の柔軟性が向上することが確認できる。また、実施例１のシートは、参考例４のシートと比較して、ヤング率が有意に低下した。

　血管のヤング率は部位によって多少異なるが、ヒトの動脈のヤング率は約０．４～１．８ＭＰａである。一方、現在人工血管として一般的に使用されている延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）の弾性率は２０ＭＰａ程度と報告されている。従って、実施例１のシートは、既存の人工血管よりも低いヤング率を示し、ヒトの動脈のヤング率により近い物性を有することがわかる。

　＜分解性評価＞
　表４は、参考例１～３の分解性評価試験における質量損失率を示す。また、図２３は、分解性試験終了後の参考例１の外観のＳＥＭ画像を示す。図２４は、分解性試験終了後の参考例２の外観のＳＥＭ画像を示す。図２５は、分解性試験終了後の参考例３の外観のＳＥＭ画像を示す。

　表４に示されるとおり、ＰＶＡの吐出速度の減少に伴い、重量損失率が減少した。これにより、実施例１のシートのように、その厚さ方向にＳＦ及びＰＶＡの存在比率を変化させることで、シートの一方の側から生体内での分解又は吸収が進行するシートを作製できることがわかる。

　図２３に示されるとおり、参考例１のシートのフィルム化が確認された。図２４に示されるとおり、参考例２のシートの一部において、繊維の溶解が確認された。一方、図２５に示されるとおり、参考例３のシートにおいては、フィルム化及び繊維の溶解は確認されなかった。繊維中のＰＶＡ量が増加することにより、シートのフィルム化又は繊維の溶解が進行したものと推察される。

　＜コラーゲン及びシルクフィブロインを用いた具体例＞
　［参考例５］
　下記の手順により、不織布状のシートを作製した。参考例５においては、第１高分子材料として、アテロコラーゲン（コラーゲンと省略する場合がある。）を用い、第２高分子材料として、シルクフィブロインを用いた。

　＜シルクフィブロイン（ＳＦ）溶液の調整＞
　実施例１と同様の手順により、１、１、１、３、３、３－ヘキサフルオロ－２－プロパノール（ＨＦＩＰ）（Ｓｉｇｍａ社製）６０００μL中に、１８０ｇのＳＦスポンジを添加した後、室温、３００ｒｐｍの条件下で、１５時間攪拌した。これにより、３％（ｗ／ｖ）のＳＦのＨＦＩＰ溶液が得られた。

　＜アテロコラーゲン溶液の調整＞
　同様にして、１、１、１、３、３、３－ヘキサフルオロ－２－プロパノール（ＨＦＩＰ）（Ｓｉｇｍａ社製）６０００μL中に、２４０ｇのアテロコラーゲン（製造メーカ、品番など）を添加した後、室温℃、３００ｒｐｍの条件下で、一晩攪拌した。これにより、４％（ｗ／ｖ）のアテロコラーゲンのＨＦＩＰ溶液が得られた。

　＜シート状の不織布の作成＞
　エレクトロスピニング装置（ＥＳ２０００Ａ、Ｆｕｅｎｃｅ社製）を用いて、繊維の内側がＳＦであり外側がアテロコラーゲンである、コア－シェル型の繊維構造を有する繊維を作製した。具体的には、エレクトロスピニング工程において、ＳＦのＨＦＩＰ溶液の吐出速度が１５μｌ／ｍｉｎに固定され、コラーゲンのＨＦＩＰ溶液の吐出速度が１５μｌ／ｍｉｎに固定された点と、吐出時間が４分に設定され、印加電圧が２２Ｖに設定された点とを除いて、実施例１と同様の手順により、不織布状のシートを作製した。参考例５におけるエレクトロスピニング工程の諸条件を、表５に示す。

　［参考例６］
　エレクトロスピニング工程において、印加電圧が２４Ｖに設定された点を除いて、参考例５と同様の手順により、不織布状のシートを作製した。参考例６におけるエレクトロスピニング工程の諸条件を、表５に示す。

　［参考例７］
　エレクトロスピニング工程において、ＳＦのＨＦＩＰ溶液の吐出速度が８μｌ／ｍｉｎに固定され、コラーゲンのＨＦＩＰ溶液の吐出速度が２２μｌ／ｍｉｎに固定された点を除いて、参考例６と同様の手順により、不織布状のシートを作製した。参考例７におけるエレクトロスピニング工程の諸条件を、表５に示す。

　＜形態観察結果＞
　走査型電子顕微鏡（ＪＳＭ－６５１０、日本電子社製）を用いて、参考例５のシートの表面を観察した。走査型電子顕微鏡の観察電圧は１０ｋＶとした。図２７、図２８及び図２９に、参考例５の外観のＳＥＭ画像を示す。図２７は、観察倍率が１００倍に設定されたときのＳＥＭ画像である。図２８は、観察倍率が１０００倍に設定されたときのＳＥＭ画像である。図２９は、観察倍率が３０００倍に設定されたときのＳＥＭ画像である。図２７～図２９に示されるとおり、コア－シェル型の構造を有する繊維が堆積して、不織布が作製された。

　同様にして、参考例６のシートの表面を観察した。図３０、図３１及び図３２に、参考例６の外観のＳＥＭ画像を示す。図３０は、観察倍率が１００倍に設定されたときのＳＥＭ画像である。図３１は、観察倍率が１０００倍に設定されたときのＳＥＭ画像である。図３２は、観察倍率が３０００倍に設定されたときのＳＥＭ画像である。図３０～図３２に示されるとおり、コア－シェル型の構造を有する繊維が堆積して、不織布が作製された。

　同様にして、参考例７のシートの表面を観察した。図３３、図３４及び図３５に、参考例７の外観のＳＥＭ画像を示す。図３３は、観察倍率が１００倍に設定されたときのＳＥＭ画像である。図３４は、観察倍率が１０００倍に設定されたときのＳＥＭ画像である。図３５は、観察倍率が３０００倍に設定されたときのＳＥＭ画像である。図３３～図３５に示されるとおり、コア－シェル型の構造を有する繊維が堆積して、不織布が作製された。

　参考例５～７の結果と、実施例１及び参考例１～４により得られた知見とを考慮すると、例えば、エレクトロスピニング工程中に、ＳＦのＨＦＩＰ溶液の吐出速度を徐々に増加させ、コラーゲンのＨＦＩＰ溶液の吐出速度を徐々に減少させることで、第１高分子材料としてアテロコラーゲンを用い、第２高分子材料としてシルクフィブロインを用いた場合であっても、実施例１のシートのように、その厚さ方向にＳＦ及びコラーゲンの存在比率が変化するシートを作製できることがわかる。

　また、上述されたとおり、コラーゲンは、フィブロインと比較して生分解性又は生体吸収性に優れる。したがって、第１高分子材料としてアテロコラーゲンを用い、第２高分子材料としてシルクフィブロインを用いた場合であっても、実施例１のシートのように、たとえば、シートの一方の側から生体内での分解又は吸収が進行するシートを作製できることがわかる。

　以上、本発明を実施の形態を用いて説明したが、本発明の技術的範囲は上記実施の形態に記載の範囲には限定されない。上記実施の形態に、多様な変更または改良を加えることが可能であることが当業者に明らかである。また、技術的に矛盾しない範囲において、特定の実施形態について説明した事項を、他の実施形態に適用することができる。その様な変更または改良を加えた形態も本発明の技術的範囲に含まれ得ることが、請求の範囲の記載から明らかである。

　請求の範囲、明細書、および図面中において示した材料及びその製造方法における動作、手順、ステップ、および段階等の各処理の実行順序は、特段「より前に」、「先立って」等と明示しておらず、また、前の処理の成果物を後の処理で用いるのでない限り、任意の順序で実現しうることに留意すべきである。請求の範囲、明細書、および図面中の動作に関して、便宜上「まず、」、「次に、」等を用いて説明したとしても、この順で実施することが必須であることを意味するものではない。

　６６　紡糸ジェット、６８　ウェブ、１００　軟組織修復用材料、１０２　表面、１０４　表面、１１０　断面、１２０　表層領域、１４０　支持層領域、１６０　繊維、１６２　シェル部、１６４　コア部、１７０　繊維、１７２　シェル部、１７４　コア部、４００　軟組織修復用材料、４２０　表層領域、６００　エレクトロスピニングシステム、６１０　コアシェルノズル、６１２　外筒、６１４　内筒、６２０　シリンジ、６２２　ポンプ、６４０　シリンジ、６４２　ポンプ、６５０　コレクタ板、６５２　位置調整部、６６０　電源、６７０　制御部、７００　制御パターン、７２０　制御パターン、７４０　制御パターン、８００　制御パターン、８２０　制御パターン、８４０　制御パターン、９００　エレクトロスピニングシステム、９１２　シングルノズル、９１４　シングルノズル、１０００　エレクトロスピニングシステム、１０１０　シングルノズル、１１００　軟組織修復用材料、１１０２　表面、１１０４　表面、１１１２　表層領域、１１１４　支持層領域、１１２０　モノリス、１１４０　不織布、１１４２　粗部、１１４４　緻密部、１２００　軟組織修復用材料、１２０２　内腔面、１２０４　外腔面、１３００　シート状材料、１４００　筒状織物、２１１０　曲線、２１１２　曲線、２１１４　曲線、２１２０　曲線、２１３０　曲線、２１４０　曲線、２２１０　曲線、２２２０　曲線、２２３０　曲線、２２４０　曲線、２２５０　曲線、２６００　シート、２６２０　層、２６４０　層、２６６０　層

Claims

　互いに対向する第１面及び第２面を有し、第２高分子材料を含む多孔質体であって、
　３７℃の精製水中における水中引張強度に基づいて決定された前記多孔質体のヤング率が、０．１ＭＰａ以上１０ＭＰａ以下であり、
　（ｉ）前記多孔質体の第１領域から採取され、大きさが１０ｍｍ×１０ｍｍの第１サンプルを、３５～３９℃の疑似生体液に３０日間浸漬させた場合における前記第１サンプルの質量損失率が、（ｉｉ）前記多孔質体の第２領域から採取され、大きさが１０ｍｍ×１０ｍｍの第２サンプルを、３５～３９℃の疑似生体液に３０日間浸漬させた場合における前記第２サンプルの質量損失率よりも大きく、
　前記第１領域及び前記第１面の距離は、前記第２領域及び前記第１面の距離よりも小さく、
　前記第２高分子材料は、第２生分解性プラスチック、第２生体高分子、及び、第２天然高分子からなる群から選択される少なくとも１種の物質を含み、
　前記第２生分解性プラスチックは、（ｉ）ポリＤ乳酸（ＰＤＬＡ）、ポリＬ乳酸（ＰＬＬＡ）、ポリＤＬ乳酸（ＰＤＬＬＡ）、ポリ（ε－カプロラクトン）、ポリグラクチン、ポリエチレンカーボネート、分解性ポリウレタン、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種であり、
　前記第２生体高分子は、（ｉ）コラーゲン、フィブリン、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種であり、
　前記第２天然高分子は、（ｉ）キチン、セリシン、フィブロイン、カルボキシメチルセルロース、キトサン、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種である、
　多孔質体。
　前記多孔質体は、前記第２高分子材料よりも生分解性又は生体吸収性に優れた第１高分子材料をさらに含む、
　請求項１に記載の多孔質体。
　互いに対向する第１面及び第２面を有し、第１高分子材料及び第２高分子材料を含む多孔質体であって、
　前記第１高分子材料のヤング率は、前記第２高分子材料のヤング率より小さく、
　前記第１高分子材料の生体内での消失速度は、前記第２高分子材料の生体内での消失速度より大きく、
　前記多孔質体の第１領域における組成と、前記多孔質体の第２領域における組成とが、互いに相違し、
　前記第１領域及び前記第１面の距離は、前記第２領域及び前記第１面の距離よりも小さい、
　多孔質体。
　互いに対向する第１面及び第２面を有し、第１高分子材料及び第２高分子材料を含む多孔質体であって、
　前記第１高分子材料のヤング率は、前記第２高分子材料のヤング率より小さく、
　前記第１高分子材料のリン酸緩衝生理食塩水に対する吸収性は、前記第２高分子材料のリン酸緩衝生理食塩水に対する吸収性より大きく、
　前記多孔質体の第１領域における組成と、前記多孔質体の第２領域における組成とは、互いに相違し、
　前記第１領域及び前記第１面の距離は、前記第２領域及び前記第１面の距離よりも小さい、
　多孔質体。
　（ａ）前記多孔質体の第１領域における、前記第１高分子材料の密度に対する前記第２高分子材料の密度の割合と、（ｂ）前記多孔質体の第２領域における、前記第１高分子材料の密度に対する前記第２高分子材料の密度の割合とが、互いに相違する、
　請求項２から請求項４までの何れか一項に記載の多孔質体。
　前記多孔質体は、
　前記多孔質体の前記第１面の側の表面に配される、多孔質な第１表層と、
　前記第１表層の前記第２面の側に配され、前記第１表層を支持する、多孔質な支持層と、
　を備え、
　前記第１領域は、前記第１表層の少なくとも一部に配され、
　前記第２領域は、前記支持層の少なくとも一部に配される、
　請求項２から請求項５までの何れか一項に記載の多孔質体。
　前記第１表層及び前記支持層のそれぞれは、前記第１高分子材料及び前記第２高分子材料を含む複合繊維のウェブを有し、
　（ｉ）前記第１領域の前記複合繊維における、前記第１高分子材料の質量に対する前記第２高分子材料の質量の割合は、（ｉｉ）前記第２領域の前記複合繊維における、前記第１高分子材料の質量に対する前記第２高分子材料の質量の割合より小さい、
　請求項６に記載の多孔質体。
　前記第１表層及び前記支持層のそれぞれは、前記第１高分子材料及び前記第２高分子材料を含む複合繊維のウェブを有し、
　前記複合繊維は、前記第２高分子材料のコア及び前記第１高分子材料のシェルを含むコア－シェル構造を有し、
　（ｉ）前記第１領域の前記複合繊維における、前記シェルの直径又は相当直径に対する前記コアの直径又は相当直径の割合は、（ｉｉ）前記第２領域の前記複合繊維における、前記シェルの直径又は相当直径に対する前記コアの直径又は相当直径の割合より小さい、
　請求項６に記載の多孔質体。
　（ｃ）前記多孔質体の第３領域における、前記第１高分子材料の密度に対する前記第２高分子材料の密度の割合と、（ｂ）前記多孔質体の前記第２領域における、前記第１高分子材料の密度に対する前記第２高分子材料の密度の割合とは、互いに相違し、
　前記第３領域及び前記第１面の距離は、前記第２領域及び前記第１面の距離よりも小さく、
　前記第３領域は、前記支持層の少なくとも一部に配される、
　請求項６から請求項８までの何れか一項に記載の多孔質体。
　前記多孔質体は、前記多孔質体の前記第２面の側の表面に配される、多孔質な第２表層をさらに備え、
　前記支持層は、前記第１表層及び前記第２表層の間に配される、
　請求項６から請求項９までの何れか一項に記載の多孔質体。
　（ｄ）前記多孔質体の第４領域における、前記第１高分子材料の密度に対する前記第２高分子材料の密度の割合と、（ｂ）前記多孔質体の前記第２領域における、前記第１高分子材料の密度に対する前記第２高分子材料の密度の割合とは、互いに相違し、
　前記第４領域及び前記第１面の距離は、前記第２領域及び前記第１面の距離よりも大きく、
　前記第４領域は、前記第２表層の少なくとも一部に配される、
　請求項１０に記載の多孔質体。
　前記多孔質体は、（ｉ）シート状若しくはフィルム状、（ｉｉ）チューブ状若しくはロール状、又は、（ｉｉｉ）ブロック状、柱状若しくはパッド状の形状を有する、
　請求項１から請求項１１までの何れか一項に記載の多孔質体。
　前記第１高分子材料は、（ｉ）ポリアクリル酸メチル（ＰＭＡ）、ポリメタクリル酸メチル（ＰＭＭＡ）、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）、ヒアルロン酸、アルギン酸、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリエチレンカーボネート、コラーゲン、フィブリン、ポリグラクチン、キトサン、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体から選択される少なくとも１種の物質を含む、
　請求項３又は請求項４に記載の多孔質体。
　前記第２高分子材料は、（ｉ）コラーゲン、フィブリン、ポリグラクチン、キトサン、キチン、フィブロイン、セリシン、ポリＤ乳酸（ＰＤＬＡ）、ポリＬ乳酸（ＰＬＬＡ）、ポリＤＬ乳酸（ＰＤＬＬＡ）、ポリ（ε－カプロラクトン）（ＰＣＬ）、ポリエチレンカーボネート、ポリウレタン、カルボキシメチルセルロース、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体から選択される少なくとも１種の物質を含む、
　請求項３又は請求項４に記載の多孔質体。
　前記第１高分子材料は、第１生分解性プラスチック、第１生体高分子、及び、第１天然高分子からなる群から選択される少なくとも１種の物質を含み、
　前記第１生分解性プラスチックは、（ｉ）ポリグリコール酸、ポリビニルアルコール、ポリグラクチン、ポリエチレンカーボネート、分解性ポリウレタン、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種であり、
　前記第１生体高分子は、（ｉ）コラーゲン、フィブリン、アルギン酸、ヒアルロン酸、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種であり、
　前記第１天然高分子は、（ｉ）キトサン、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種である、
　請求項２から請求項４までの何れか一項に記載の多孔質体。
　前記第２高分子材料は、第２生分解性プラスチック、第２生体高分子、及び、第２天然高分子からなる群から選択される少なくとも１種の物質を含み、
　前記第２生分解性プラスチックは、（ｉ）ポリＤ乳酸（ＰＤＬＡ）、ポリＬ乳酸（ＰＬＬＡ）、ポリＤＬ乳酸（ＰＤＬＬＡ）、ポリ（ε－カプロラクトン）、ポリグラクチン、ポリエチレンカーボネート、分解性ポリウレタン、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種であり、
　前記第２生体高分子は、（ｉ）コラーゲン、フィブリン、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種であり、
　前記第２天然高分子は、（ｉ）キチン、セリシン、フィブロイン、カルボキシメチルセルロース、キトサン、及び、（ｉｉ）これらを構成するモノマーの少なくとも２つの共重合体、又は、これらを構成するモノマーの少なくとも１つと他のモノマーとの共重合体、並びに、（ｉｉｉ）これらの塩及び誘導体からなる群から選択される少なくとも１種である、
　請求項３から請求項１２及び請求項１５の何れか一項に記載の多孔質体。
　請求項１から請求項１６までの何れか一項に記載の多孔質体を含む、
　医療用材料。