JP7574473B2

JP7574473B2 - Ｐｔｍｃに基づく生体吸収性柔軟性エラストマー腸吻合ステント及びその製造方法

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Publication number: JP7574473B2
Application number: JP2023565596A
Authority: JP
Inventors: 長燦石; 徐堅李; 志孝季; ▲る▼▲ち▼ 潘; 嘯楊
Original assignee: Wenzhou Institute of UCAS
Current assignee: Wenzhou Institute of UCAS
Priority date: 2021-04-30
Filing date: 2022-04-25
Publication date: 2024-10-28
Anticipated expiration: 2042-04-25
Also published as: WO2022228356A1; US20240261124A1; JP2024515141A; CN113288505B; CN113288505A

Description

本発明は、具体的には、高分子材料の技術分野に関し、具体的には、ＰＴＭＣに基づく生体吸収性柔軟性エラストマー腸吻合ステント及びその製造方法に関する。

消化管の再建・吻合術は腹部外科で最も一般的な手術操作の１つであり、１世紀近くにわたる消化管外科の発展の歩みを見ると、吻合部漏出の発生率は明らかに低下しておらず、これは消化器外科手術の成功を妨げる世界的な難題の１つである。消化管の良性及び悪性腫瘍、消化管穿孔、消化管閉塞、出血、虚血などの腸管病変は、一般的に病変腸管の一部を切除して吻合する必要があり、従来の方法では、手動縫合による吻合が殆どであるが、ここ数十年、管式吻合器による端々若しくは端側吻合、又は直線型切断吻合器（リニアステープラー）による側々吻合が多く行われるようになる。どの吻合方式であろうと、吻合部漏出という致命的な合併症は防げられないのである。

現在、国内外の結腸直腸外科医によって一般的に認可及び実施されているのは、一時的なバイパスルート変更手術であり、例えば、一時的な回腸瘻造設又は結腸瘻造設であり、このような付加的な手術は吻合部漏出から起こる合併症を確実に避けられるが、吻合部漏出の発生率を低減できるかどうかについては言及している文献がまだない。しかしながら、ルート変更手術では計画的な二次手術を行って復元させる必要があり、再び復元を行うのは再び消化管の再建と吻合を行うことになるため、依然として吻合部漏出、吻合部狭窄などの関連合併症が発生する可能性はあるが、初回の手術と比べて発生の可能性が低い。吻合部の両端の血液供給が良好で、張力を伴わず突き合わせている場合、吻合部領域における腸管内容物、特に糞便内容物の隔離を実現して、相対的に隔絶している、清潔な局所環境を実現するのは、吻合部漏出や、腹膜炎、腹腔内膿瘍などの合併症を予防するための効果的な方式である。当該方式を実現する上で大きな技術的ボトルネックは理想的な吻合補助材料の取得である。

腸管吻合の目的は吻合部の両端の腸管の物理学的、組織学的及び生理学的機能を回復させることである。現在、従来の吻合器の主な問題点は以下を含む。（１）金属吻合器は生分解性ではないため、体内に永続的に留置される。（２）分解性高分子材料吻合器は、創傷組織との機械的適合性が不十分である。（３）吻合器は組織修復の調節機能を備えないため、腸管の正常な機能の回復に対して合理的な調節を行えない。例えば、発明特許ＣＮ１１１４４９７０７Ａは、ハンドルベースと、伝動アセンブリと、トリガーアセンブリと、キスカットアセンブリとを含む肛門－直腸吻合器を提案し、伝動アセンブリは、ハンドルベースの内部に設けられるボールねじと、ハンドルベースの尾端に設けられ前記ボールねじの尾端に接続される調節機構とを含み、ボールねじの前端にはステイプル当たり座が固定して取り付けられ、トリガーアセンブリは、ハンドルベースに設けられる可動ハンドルと、ボールねじに嵌設されるストレートプッシュロッドとを含み、キスカットアセンブリは、ステイプル押し板と、ステイプルカートリッジハウジングと、ステイプルカートリッジと、環状ナイフとを含む。当該発明ではステイプル押し板、ステイプルカートリッジハウジング及びステイプルカートリッジがいずれも金属材料で作製され、部品は体内で分解できないため、体内に永続的に留置されるか二次手術で取り出すしない。特許ＣＮ１０９４８０９４３Ａは分解性材料で作製され、ステイプルボディで穿孔して固定する方式を採用し、ステイプルボディの後端にサポートフレームが設計されるが、吻合リングは硬さが高く、弾性がないため、腸管の蠕動にうまく適応できず、明らかな異物感がある。似ているものとして発明特許ＣＮ１０３２３０２６５Ａがあり、それは分解性材料であるポリグリコール酸、ポリ乳酸を原料とし、消化管の吻合のために利用される。当該吻合器は崩れやすいという特性があるが、腸管組織との機械的適合性はやはり不十分である。理想的な吻合器は次の特徴を備える。（１）腸管内容物を効果的に隔離する。（２）吻合器の埋め込み操作は吻合部の腸壁に対する損傷が小さい。（３）操作が簡単で行いやすい。現在市販されている吻合装置はどれもが上記の要件を同時に満たすことができない。

製造の面からみると、ステントは異なる個体に適応するよう異なる長さと直径にして製造され、複雑な保管プロセスは一切不要でなければならない。これらは全て要件を満たしながら、ステントの経済性とアフォーダビリティを保たなければならない。

本発明は、従来技術の技術上の欠点を解決するために、腸管に適合する弾性を有し、組織修復の調節機能を有し、腸管吻合部の漏出及び他の合併症の発生率を明らかに低減することができる、ＰＴＭＣに基づく生体吸収性柔軟性エラストマー腸吻合ステント及びその製造方法を提供する。

本発明が採用する技術的解決手段は次のとおりである。ＰＴＭＣに基づく生体吸収性柔軟性エラストマー腸吻合ステントであって、前記腸吻合ステントは全体としてＰＴＭＣホモポリマー材料を用いて作製され、前記ＰＴＭＣホモポリマーは高分子医療材料ＰＴＭＣモノマーに対して開環重合の方法を用いて合成されるポリマー材料であり、前記腸吻合ステントの厚さは０．０５～０．３ｍｍである。

前記生体柔軟性エラストマー腸吻合ステントのＰＴＭＣホモポリマー材料にトリクロサン（ｔｒｉｃｌｏｓａｎ、ＴＣＳ）が担持される。

前記腸吻合ステント内にはさらに植物性セルロース管が設けられ、前記腸吻合ステントは隙間のない嵌着構造であり、内部は植物性セルロース材料の管であり、外部はＰＴＭＣホモポリマー材料である。

生体吸収性柔軟性エラストマー腸吻合ステントの製造方法であって、以下のステップより製造することを特徴とする。
（１）ＰＴＭＣの開環重合であって、ＴＭＣモノマーを反応容器に移し、Ｎ_２雰囲気下、触媒Ｓｎ（Ｏｃｔ）_２を無水トルエン溶液に溶解し、ピペットで１００ｐｐｍを取り出して反応容器に加えて共重合反応させ、プロセス全体で水と酸素がないことを保証し、２４時間後に生成物を溶解し、完全に溶解すると、ポリマー溶液を精製し、複数回繰り返し、精製後の共重合体を箱型真空乾燥機の中で４８時間乾燥し、次に乾燥キャビネットの中で保管する。
（２）エレクトロスピニングによる吻合ステントの製造であって、乾燥後のサンプルをＣＨＣｌ_３／ＤＭＦ混合溶液に溶解し、調製した溶液の濃度は５～１０．０％であり、混合溶液の０．１～１．０ｗｔ％で抗菌剤を加え、混合後に３７℃でシェーカーに置いてサンプルが充分に溶解することにより、均一な共溶解紡糸原液を得て、原液を２．５ｍＬの注射器に入れ、当該注射器は内径が０．５ｍｍである１本の金属針を含み、紡糸後のサンプルの厚さは０．２±０．０１ｍｍであり、得られた繊維を箱型真空乾燥機の中で室温下でさらに乾燥して、残留した有機溶媒及び水分を除去する。

前記ステップ（１）で生成物の溶解の条件はＣＨＣｌ_３又はＤＭＦ又はＴＨＦで溶解して、シェーカーに置き、シェーカーの温度を３７℃と設定することである。

前記ステップ（１）で精製の条件はｎ－ヘキサン又はエタノールで精製し、且つガラス棒で不断に撹拌することである。

前記ステップ（２）でＣＨＣｌ_３／ＤＭＦ混合溶液中のＣＨＣｌ_３：ＤＭＦ＝１：１である。

前記ステップ（２）の紡糸ステップは、具体的には、所定のサイズの植物性セルロース管をエレクトロスピニングレセプターに嵌めて紡糸し、パラメータを限定して対応するサイズの管を得ることができることであり、前記針先の押し速度はＶ＝１．０～５．０ｍＬ／時間であり、ローラーの回転速度はＶ＝１００～５００ｒｐｍであり、温度Ｔ＝２５～３５℃、湿度ＷＥＴ＝２０～４０％である。

本発明の有益な効果は次のとおりである。本発明は、ＰＴＭＣに基づく生体吸収性柔軟性エラストマー腸吻合ステント及びその製造方法を提供し、エレクトロスピニング法を用いて、ＰＴＭＣを基材とする腸管吻合ステントを製造しており、分解速度及び機械的特性に基づいて体内への埋め込みに適する適切な範囲をスクリーニングしている。滅菌効果のあるＴＣＳを担持して、組織修復の調節機能を持たせることで、細菌の多い劣悪な腸管環境の中で創傷のより早い癒合を実現し、術後の組織癒合と機能の修復を調節するために利用される。体内動物腸管吻合試験を行って、実際の効果及び方法の実行可能性を検証した。

図１は体内試験のプロセスであり、（１）盲腸の切開であり、（２）吻合ステントの埋め込みであり、（３）断続全層縫合である。図２は本発明のＰＴＭＣの合成プロセスの概略図である。図３はＰＴＭＣの赤外吸収スペクトルルである。図４はＰＴＭＣホモポリマーの^１ＨＮＭＲスペクトルである。図５はエレクトロスピニングサンプルのＳＥＭ写真である。異なる分子量のＰＴＭＣ膜の酵素溶液での分解時間である。異なる分子量のＰＴＭＣ膜の酵素分解後のリパーゼ溶液のｐＨ曲線である。異なる厚さのＰＴＭＣ膜の分解時間である。吻合ステントを埋め込んだ後のＳＥＭ写真である。吻合ステントの分解の物性である。対応する時間でラットの体から取った吻合ステントの重量損失である。対応する時間でラットの体から取った吻合ステントの長さの減少である。図７はトリクロサンを含まないサンプル（上の図）及びトリクロサンを含むサンプル（下の図）の抗菌効果であり、Ａは黄色ブドウ球菌であり、Ｂは大腸菌である。図８は異なるサンプルの溶血率である。図９はサンプルの細胞毒性作用である。図１０は腸吻合術後の異なる時間の腹部癒着スコアリングである。図１１は術後７日目の異なるサンプル群の吻合部の破壊圧力である。図１２はＨ＆Ｅ染色及びマッソン（Ｍａｓｓｏｎ）染色の結果である。

以下、本発明の実施例の図面を参照しながら、本発明の実施例の技術的解決手段を明瞭かつ完全に記述し、言うまでもないが、記述される実施例は本発明の全ての実施例ではなく、その一部の実施例に過ぎない。当業者が本発明の実施例に基づいて、新規性のある作業をせず得ている他の実施例は、全て本発明の請求範囲に属する。

材料：
ポリエチレングリコール（Ｐｏｌｙ（ｅｔｈｙｌｅｎｅｇｌｙｃｏｌ））（ＰＥＧ、Ｍｎ＝５０００）、オクタン酸第一スズ（（Ｓｎ（Ｏｃｔ）_２）、テトラヒドロフラン（ＴＨＦ）、Ｎ，Ｎ－ジメチルホルムアミド（ＤＭＦ）、クロロホルム（ＣＨＣｌ_３）、トリクロサン（ＴＣＳ）、トルエン、ｎ－ヘキサン、リパーゼ（Ｌｉｐａｓｅ、ニホンコウジカビ（Ａｓｐｅｒｇｉｌｌｕｓｏｒｙｚａｅ）由来、溶液、１０万Ｕ／ｇ以上）、以上はＳｉｇｍａ－ＡｌｄｒｉｃｈＣｏ．ＬＬＣより購入、ポリマーグレードの１，３－トリメチレンカーボネート（Ｐｏｌｙｍｅｒｇｒａｄｅ１，３－ｔｒｉｍｅｔｈｙｌｅｎｅｃａｒｂｏｎａｔｅ、ＴＭＣ、中国ＤａｉｇａｎｇＢｉｏｌｏｇｙ）。全ての試薬と化学品は分析グレードであり、精製しなくても使用できる。

マウス線維芽細胞株Ｌ９２９は中国科学院典型培養物保藏センター（中国上海）が提供した。培養皿はコーニング（米国ニューヨーク）より購入された。ダルベッコ（Ｄｕｌｂｅｃｃｏ’ｓ）改変イーグル（Ｅａｇｌｅ）培地（ＤＭＥＭ、Ｇｉｂｃｏ）に１０％のウシ胎児血清（ＦＢＳ、Ｇｉｂｃｏ）、１００ＩＵ／ｍＬのペニシリン及び１００ｍｇ／ｍＬの硫酸ストレプトマイシンを添加して培養した。全ての細胞はいずれも３７℃、５％ＣＯ_２、完全に加湿された条件でインキュベーターの中で培養された。

温州医科大学（中国温州）試験動物センターによって提供された雄のＳｐｒａｇｕｅ－Ｄａｗｌｅｙラット（２００±２０ｇ）を２５℃と湿度５５％の条件で飼育した。全ての動物試験は倫理委員会によって評価及び承認されるガイドラインに従って行われた。

ＰＴＭＣを基材とする腸管吻合ステントの製造ステップ：
ＰＴＭＣ－ｂ－ＰＥＧ－ｂ－ＰＴＭＣの開環重合：
開環重合の方法を用いてＰＴＭＣホモポリマーを合成した。簡単に言えば、計量したＴＭＣモノマーを磁気撹拌棒を備える完全に乾燥したガラス反応器に移した。Ｎ_２雰囲気下、Ｓｎ（Ｏｃｔ）_２を無水トルエン溶液に溶解し、ピペットで１００ｐｐｍを取り出して反応容器に加えた。共重合反応は１３０±２℃で２４時間反応し、プロセス全体で水と酸素がないことを保証した。２４時間後に生成物をクロロホルムに溶解し、完全に溶解すると、ポリマー溶液に対して過剰のｎ－ヘキサンで生成物を精製し、３回繰り返した。精製後のホモポリマーを４０℃の箱型真空乾燥機の中で４８時間乾燥し、次に乾燥キャビネットの中で保管した。

エレクトロスピニングによる吻合ステントの製造：
乾燥後のサンプルをＣＨＣｌ_３／ＤＭＦ（９：１、Ｖ：Ｖ）混合溶液に溶解し、調製した溶液の濃度は５．５％であり、３７℃でシェーカーに３６時間置いてサンプルが充分に溶解することにより、均一な共溶解紡糸原液を得た。原液を２．５ｍＬの注射器に入れ、当該注射器は内径が０．５ｍｍである１本の金属針を含む。具体的なエレクトロスピニングの条件の詳細は表１を参照する^［３０］。紡糸後のサンプルの厚さは０．２±０．０１ｍｍであった。得られた繊維を箱型真空乾燥機の中で室温下でさらに２４時間乾燥して、残留した有機溶媒及び水分を除去した。紡糸後のサンプルを用いて機械的特性試験及び体外分解試験を行った。

特性評価：
物理的及び化学的特性の評価：
ＡＴＲアクセサリを備えるＮｉｃｏｌｅｔＭａｇｎａ－５６０分光計でＰＴＭＣポリマーのＦＴＩＲ－ＡＴＲスペクトルを測定した。Ｂｒｕｋｅｒ分光計でＰＴＭＣホモポリマーの^１ＨＮＭＲスペクトルを測定し、全ての^１ＨＮＭＲはテトラメチルシラン（ＴＭＳ）を内部参照とし、重水素化クロロホルム（ＣＤＣｌ_３）を溶媒とし、ｐｐｍ単位でサンプルの化学シフト（Ｄ）を記録した。日立冷陰極電界放出型走査電子顕微鏡ＳＵ８０１０を用いてサンプルのエレクトロスピニング後の微視的形態、及び動物の体内に埋め込まれて分解した後の微視的形態を撮影した。ＤＳＣ８０００（米国ＰｅｒｋｉｎＥｌｍｅｒ）を用いてＤＳＣ分析を行い、１０℃／分の加熱速度でＰＴＭＣポリマーの熱特性を記録した。ウベローデ粘度計を用いて２５℃の恒温ウォーターバスにおいてＰＴＭＣの固有粘度を測定し、試験結果は３回の試験の平均値であった。応力と歪みは電子万能試験機（Ｉｎｓｔｒｏｎ５９４４）において測定し、エレクトロスピニング後のサンプルに対してサイズが４５．０ｍｍ×２５．０ｍｍであるシート状の材料になるよう処理し、ＳＤラットの盲腸のサイズは４５．０ｍｍ×２５．０ｍｍ×０．３ｍｍであり、生理食塩水で洗い流してきれいにし、表面から余分な水分を拭き取った。

体外酵素分解：
サイズが１０．０×１０．０ｍｍであるＰＴＭＣ膜を１ｍＬのリパーゼ溶液に入れて、３７℃の空気浴の中に置き、毎日８時間振とうし、振幅は６５回／分であった。酵素溶液を３日ごとに１回交換して酵素の活性を維持し、それぞれ、１日後、５日後、１０日後、１５日後、２０日後、３０日後、４０日後、５０日後にサンプルを取り出し、ランダムに３つの並行サンプルを選択した。蒸留水で充分に洗浄した後、濾紙で表面の水分を吸い取り、３７℃で１２時間真空乾燥して質量が一定になった。乾燥サンプルの質量及び分解生成物を含有する媒体の水素イオン濃度を記録した。

体内の生分解性挙動は、吻合ステントの埋め込み前と後の質量及びサイズを記録することにより得た。吻合ステントを取り出した後は蒸留水で洗浄してきれいにし、濾紙で表面の水分を吸い取った。重量損失率は下式で計算した。
重量損失率（Ｗｅｉｇｈｔｌｏｓｓ）（％）＝（Ｗ_０－Ｗｔ）／Ｗ_０×１００％
式中、Ｗ_０、Ｗ_ｔは、それぞれ、サンプルの分解前と分解後の乾燥重量を表す。

生物学的特性の評価：
ホモポリマーの溶血性研究：
サンプル材料を予め蒸留水で洗い流してきれいにし、表面から余分な水分を拭き取り、新鮮なヒト全血を使用した。試験群は、１５ｍｇのエレクトロスピニングサンプルをＥＰ管に入れて、１ｍＬの生理食塩水及び０．１ｍＬの全血を加え、陰性対照群は、ＥＰ管に１ｍＬの生理食塩水及び０．１ｍＬの全血を加え、陽性対照群は、ＥＰ管に１ｍＬの超純水及び０．１ｍＬの全血を加えた。上記のサンプルを全て３７℃で２時間インキュベートすることで、溶血反応試験を行った。

全てのサンプルを３０００ｒｐｍで１０分間遠心分離し、上清がまだ透明でなければ再び遠心分離を１回繰り返した。写真を撮った後に上清を吸い出してウェルプレートに移し、各サンプルの上清から３つの並行サンプルを作り、各サンプルは２００μＬ取り出して、７２１分光光度計を用いて波長５４０ｎｍで吸光度（ＯＤ）を測定して結果を記録した。

データ処理であって、サンプル群、対照群からそれぞれ３つのサンプルのＯＤの平均値を得た。下式でサンプルの溶血率を計算した。
Ｈ（％）＝（ＯＤ_ｔ－ＯＤ_ｎｃ）／（ＯＤ_ｐｃ－ＯＤ_ｎｃ）×１００％
式中、Ｈ％は溶血率であり、ＯＤ_ｔはサンプルの吸光度であり、ＯＤ_ｎｃは陰性対照サンプルの吸光度であり、ＯＤ_ｐｃは陽性対照サンプルの吸光度であった。ＧＢ／Ｔ１４２３．２－１９９３基準に従って、材料と赤血球が体外で接触する過程で起きている赤血球の溶解及びヘモグロビンの遊離の程度を測定することにより、材料の体外溶血性を評価し、溶血反応が５％を超えれば陽性であった。

細胞毒性研究：
ＣＣＫ－８法を用いて試験サンプルの毒性学研究を行い、試験ステップは次のとおりであった。
細胞培養液の調製であって、ＲＰＭＩ１６４０培地５００ｍＬ＋ウシ胎児血清５０ｍＬ＋ペニシリン／ストレプトマイシン５ｍＬ。

試験群浸出液の調製であって、サンプルを予め７５％アルコールで滅菌・消毒し、次にクリーンベンチにおいて正面と背面にそれぞれ紫外線を３０分間照射した。エレクトロスピニングサンプルをそれぞれ切断して辺長１．８２ｃｍの正方形のフィルムにし、２ｍＬの完全培地を加え、３７℃の環境で２４時間共インキュベートして、紡糸サンプル浸出液を得た。

細胞の作製であって、細胞培養液でＬ９２９細胞を（細胞が壁に付着するまで）体外培養し、培養フラスコいっぱいになるまで、３世代以上増殖させた。ＰＢＳで３回洗い流した（細胞が流されないよう、正面から当たらない）。続いて５０μＬの０．２５％トリプシンでそれを３０秒間（３７℃）消化して、細胞懸濁液に変えた。すぐに３～５ｍＬの完全培地を加えて遠心分離管に移し、１０００ｒｐｍで５分間遠心分離して、上部の廃液を捨て、遠心分離管に５ｍＬのＰＢＳを加え、ピペットでピペッティングして細胞を均一に分散させた。１μＬを取り出して、細胞計数盤に滴下して細胞を計数し、細胞の濃度を５×１０^４個／ｍＬに調整した。

共培養であって、希釈後のＬ９２９細胞を９６ウェルプレートに接種し、１ウェルあたり１００μＬであり、各ウェルには５０００～８０００個の細胞を必要とし、３７℃、５％ＣＯ_２の環境で２４時間培養し、細胞が完全に壁に付着すると培養液を捨て、それぞれ、試験群浸出液及び陽性溶液（陽性対照群は１０％ＤＭＳＯ（２００μＬ））各１００μＬをウェルに加え、各群は６ウェル並行であり、３７℃のインキュベーターで２４時間インキュベートした。

ＣＣＫ－８測定であって、それぞれ、予め設定した時点（２４時間、４８時間）で９６ウェルプレートを取り出し、原液を吸い出してサンプルウェルの周りに加え、各ウェルにはそれぞれ１０μＬのＣＣＫ－８試薬、１００μＬの完全培地を加え（予め２種の溶液を混合した）、３７℃のインキュベーターで２時間インキュベートした後、多目的マイクロプレートリーダー（吸光度４５０ｎｍ）で吸光度（ＯＤ）の値を測定した。

細胞の相対的増殖率の計算であって、各群の６ウェルのＯＤ値の平均値を算出し、下式で各群の細胞の相対的増殖率（ＲＧＲ）を計算した。
細胞生存率（ＣｅｌｌＶｉａｂｉｌｉｔｙ）（％）＝（Ａ_ｓ－Ａ_ｂ）／（Ａ_ｃ－Ａ_ｂ）×１００％
式中、Ａ_ｓは試験ウェルの吸光度であり（ポリマー抽出液あり、細胞培地あり、ＣＣＫ－８あり）、Ａ_ｃは対照ウェルの吸光度であり（ポリマー抽出液なし、細胞培地あり、ＣＣＫ－８あり）、
Ａ_ｂは試験ウェルの吸光度であった（ポリマー抽出液なし、細胞培地なし、ＣＣＫ－８あり）。

抗菌性研究：
それぞれ、凍結保存していた大腸菌及び黄色ブドウ球菌の細菌原液を５０μＬ取り出して５ｍＬの細菌培養液が入った遠心分離管に加え、細菌インキュベーターで２４時間インキュベートしておいた。材料に対して直径１．０ｃｍの円形でシート状の材料になるよう裁断し、７５％アルコールで洗い流してきれいにした後に表面から余分な水分を拭き取り、紫外線で３０分間殺菌した。それぞれ、希釈後の細菌を１００μＬ取り出して培地に均一に塗布し、円形でシート状の材料を細菌を塗布された培地の上に置き、３７℃の細菌インキュベーターで２４時間インキュベートした。

体内生体適合性研究：
ＳＤラットによる体内試験：
腸管吻合部の癒合には主に炎症反応、細胞増殖、腸壁構造の再構成などの段階があり、機械的、組織学的及び機能的の３つの面の修復を実現しないと最終的には癒合にたどり着けない。そのうち機能的な修復は非常に長いプロセスであり、消化吸収、内外分泌、神経修復及び伝播性の収縮運動（ｍｉｇｒａｔｉｎｇｍｏｔｏｒｃｏｍｐｌｅｘ）に関わるため、機械的な面及び組織学的な面で指標を満たさないと、吻合部の癒合が完了すると考えることはできない。手術操作と結び付ければ、動物試験の段階では次の指標を満たすべきである。破壊圧力試験：機械的癒合の指標、腹腔内癒着スコアリング：吻合部の近くの局所的な炎症状況の反映、吻合部組織のＨＥ染色、マッソン（Ｍａｓｓｏｎ）染色及び免疫組織化学染色：炎症細胞の浸潤の程度と、コラーゲンの沈着状況の評価。

試験前に、ＰＴＭＣサンプルを７５％アルコールに１０分間浸漬し、紫外線で３０分間滅菌・消毒した。一般グレードのＳｐｒａｇｕｅ－Ｄａｗｌｅｙ雄ラットが１８０匹おり、体重は２００±１０ｇであり、体重基準で１０％抱水クロラールを腹腔内注射して麻醉した。試験では、Ａ群のＰＴＭＣ群、Ｂ群のＴＣＳ／ＰＴＭＣ群及びＣ群のブランク対照群の３群を設け、各群は４つの時点を設定し、それぞれ、７日、１４日、２１日、２８日であり、５匹のラットの並行群を設けた。腹部を除毛し、腹部を切開してラットの盲腸を見つけ、盲腸の中上部に切開部を作り、サイズは１０±１ｍｍであり、盲腸内容物を全て取り出し、Ａ群、Ｂ群は試験サンプルを入れて縫合し、Ｃ群は直接縫合した。吻合部の縫合はいずれも４針の単純断続全層縫合で行い、盲腸の横断面に対して、それぞれ、時計の３時、６時、９時、１２時に対応する各位置において全層断続縫合を行い、ピッチは約０．４ｃｍであり、間隔は約０．５ｃｍであった。術後２群のラットが麻醉から目覚めると直ちに自由に摂食、飲水させた。

術後１ケージ１匹で独立して飼育し、マウスの摂食、排便及び行為挙動の状況を常に観察した。２群の吻合方式の所要時間、術後の一般状況及び死亡状況を比較した。各群のラットはそれぞれ対応する時点になると麻醉して開腹し、腹腔内癒着の状況、腹腔内感染があるかどうか、吻合部漏出の現象があるかどうかを観察及び記録した。

腹腔内癒着スコアリング（Ａｄｈｅｓｉｏｎｓｃｏｒｅ）：
術後ＳＤラットの腹腔内癒着に対して段階評価を行って^［３１］、定量化結果を得た^［３２］。スコアリング基準はスコア０～３であった。
スコア０は、癒着なし。
スコア１は、軽度の癒着であり、吻合部の近くだけは組織によって覆われており、剥離しやすい。
スコア２は、中等度の癒着であり、吻合部が腹腔内組織と癒着しており、剥離しにくいが、剥離はまだ可能である。
スコア３は、重度の癒着であり、吻合部は腹腔内組織又は他の臓器組織と癒着しており、又は包まれて癒着している。

吻合部の破壊圧力：
吻合部組織の破壊圧力は吻合部の癒合強度を測定する上で重要な機械的指標であり、それは腸管が耐えられる圧力の大きさを反映しているため、一般的には吻合部の癒合強度を測定するために利用される。

術後７日目に吻合部の腸管部分の破壊圧力試験を行い、体外圧力測定法を用いた。吻合部とその周りの約５ｃｍの腸管を切り出して生理食塩水で腸内容物を洗い流した。腹腔内癒着を適切に剥離して、各吻合部の腸管部分を露出させ、腸管の片端に圧力計（ＹＢ－１５０Ａ精密圧力計）を接続させて、２本の絹糸で結紮して固定し、吻合部を隔てた他端は同様に２本の絹糸で結紮して腸管腔を閉鎖させ、腸管を圧力計と同じ高さに保った。蠕動ポンプを用いて１０ｍＬ／分の速度で腸管にメチレンブルー希釈液（０．１６ｍｇ／ｍＬ）を定速で注入し、吻合部を観察しながら、吻合部から青い液体が溢れた（又は圧力が突然低下した）時の圧力計の表示値を記録し、これが吻合部の破壊圧力であった。

Ｈ＆Ｅ染色：
Ｈ＆Ｅ染色はヘマトキシリン－エオシン染色法と称され、ヘマトキシリンはＨｅｍａｔｏｘｙｌｉｎと、エオシンはＥｏｓｉｎと表記される。その基本原理は次のとおりである。塩基性色素ヘマトキシリン、酸性色素エオシンをそれぞれ細胞核、細胞質と作用させて、細胞の微細構造を色によって屈折率を変化させることで、光学顕微鏡下で細胞画像を明瞭に表示し、細胞核と細胞質をコントラストよく染め分けることができる。

検査原理は次のとおりであった。ヘマトキシリンは青紫色の塩基性色素であり、細胞核を着色させることができ、ヘマトキシリンによって着色された構造自体は酸性であり、好塩基性（Ｂａｓｐｈｉｌｉ）を有する。エオシンはピンク色の酸性色素であり、細胞質を赤く染めることができ、エオシンによって着色された構造自体は塩基性であり、好酸性（Ａｃｉｄｏｐｈｉｌｉｃ）を有する。ヘマトキシリン及びエオシンによって着色されにくい構造は好中球性（Ｎｅｕｔｒｏｐｈｉｌｉｃ）を有する。

結果は次のとおりであった。細胞核が青紫色になり、細胞質、筋線維、コラーゲン繊維、赤血球は程度の差はあるが赤色になり、カルシウム塩及び細菌が青色又は青紫色になった。

それぞれ所定の時点にラットを殺し、紡糸ステント及びそれを包み込む腸組織を取り出して、４％ホルムアルデヒド溶液で固定し、エタノール溶液で脱水した後、パラフィン包埋を行い、切片し（４μｍ）、Ｈ＆Ｅ染色を行った。染色後の切片を光学顕微鏡下で観察した。切片作製の具体的なプロセスは次のとおりであった。
（１）材料を取得し、固定した後、通常のパラフィン包埋を行い、４μｍに切片した。
（２）切片をキシレンで通常脱蝋し、各濃度のエタノールで洗浄し、最後には水で洗浄した。即ち、キシレン（Ｉ）５分→キシレン（ＩＩ）５分→１００％エタノール２分→９５％エタノール１分→８０％エタノール１分→７５％エタノール１分→蒸留水で２分洗浄。
（３）ヘマトキシリンで５分間染色し、水道水で洗い流した。
（４）塩酸・エタノールで３０秒間分化させた。
（５）水道水に１５分間又は温水（約５０℃）に５分間浸漬した。
（６）エオシン染色液に２分間置いた。

マッソン（Ｍａｓｓｏｎ）染色：
マッソン（Ｍａｓｓｏｎ）染色は主にコラーゲン繊維及び筋線維を識別するための染色に用いられ、病変組織中の線維性結合組織の増殖及び分布を観察するために利用される。染色結果は、細胞核が黒色になり、筋線維が赤色になり、コラーゲン繊維が青色になった。ステップは次のとおりであった。
組織を１０％中性緩衝ホルマリン溶液で固定して、流水で洗い流し、通常の脱水包埋を行った。
（１）切片を水で通常脱蝋した。
（２）適量のワイゲルト（Ｗｅｉｇｅｒｔ）鉄ヘマトキシリンＡ液及びワイゲルト（Ｗｅｉｇｅｒｔ）鉄ヘマトキシリンＢ液を等量に混合して、ワイゲルト（Ｗｅｉｇｅｒｔ）鉄ヘマトキシリン染色液を得た。調製したワイゲルト（Ｗｅｉｇｅｒｔ）鉄ヘマトキシリン染色液で５～１０分間染色した。
（３）酸性エタノール分化液で５～１５秒間分化させて、水で洗浄した。
（４）マッソン（Ｍａｓｓｏｎ）ブルーイング剤で３～５分間青色に戻して、水で洗浄した。
（５）蒸留水で１分間洗浄した。
（６）ポンソー酸性フクシン液で５～１０分間染色した。
（７）蒸留水：弱酸溶液＝２：１の比率で弱酸作業溶液を調製し、弱酸作業溶液で１分間洗浄した。
（８）リンモリブデン酸溶液で１～２分間洗浄した。
（９）調製した弱酸作業溶液で１分間洗浄した。
（１０）９５％エタノールで急速脱水した。
（１１）無水エタノールで３回脱水し、１回当たり５～１０秒間であった。
（１２）キシレンで３回透徹させ、１回当たり１～２分間であった。

免疫組織化学染色：
パラフィン切片を水で脱蝋し、続いて抗原賦活用クエン酸緩衝液（ｐＨ６．０）が入った圧力鍋に組織切片を入れて抗原賦活化を行った。３％過酸化水素水溶液（過酸化水素：純水＝１：９）で内因性ペルオキシダーゼをブロックし、３％ＢＳＡを加えてブロッキングし、次に４℃で一次抗体と共に一晩インキュベートした。一次抗体に対応する種の二次抗体を加えて室温で５０分間インキュベートし、細胞核をヘマトキシリンで染色した。インキュベートするたびに、細胞をＰＢＳで２回洗浄した。蛍光顕微鏡（ＮＩＫＯＮＥＣＬＩＰＳＥＴＩ－ＳＲ）を用いて染色した細胞の写真を撮った。

結果及び検討：
ＰＴＭＣの合成及びその特性評価の結果：
Ｓｎ（Ｏｃｔ）_２の触媒作用で、開環重合によってＰＴＭＣホモポリマーを合成した（図２）。共重合反応は表２に示すとおりであった。

異なる分子量のホモポリマーはその分解速度及び機械的特性に差異が大きく、分子量の高いＰＴＭＣはより良好な分解速度及び形状保持性を有し、且つ、形状がその分解速度に大きな影響を与える^［３５］。腸管に埋め込むから製品には適切な分解速度と優れた機械的特性が求められるため、当試験では、ＰＴＭＣの分子量に対する反応時間の影響を検討した。反応時間を限定して異なる分子量のＰＴＭＣを得た。ＰＴＭＣの分子量及びガラス転移温度の結果を表１に示す。データは、分子量の増大に伴いＰＴＭＣのガラス転移温度が低減することを示し、これは、分子量が低くて結晶化度が増大することでＴｇは上昇するためであった。

ＰＴＭＣの赤外吸収スペクトルルを図３に示す。ＰＴＭＣには－ＣＨ_２－（２９７０及び２９０９ｃｍ^－１）、Ｃ＝Ｏ（１７３５ｃｍ^－１）及び－Ｏ－（１２１８ｃｍ^－１）の伸縮振動が観察された^［３６］。図４はＰＴＭＣホモポリマーの^１ＨＮＭＲスペクトルであった。それは化学シフトδ ４．１７１ｐｐｍ（ａ）がＰＴＭＣブロック中の酸素の隣のメチレンプロトンに属し、δ １．９８４ｐｐｍ（ｂ）がＰＴＭＣブロック中の他のメチレンプロトンに属し、且つ、ピーク面積の比が生成物に一致するということを明瞭に示す。
ａ．［η］＝ＫＭ^αより求められる。Ｋ＝１．９８６×１０^－４、α＝０．７８９^［３７］。

エレクトロスピニングサンプル及びその機械的特性の評価：
エレクトロスピニング繊維が均一に分布し、直径は５～１０μｍであった（図５）。

ＰＴＭＣを用いてエレクトロスピニングにより製造した吻合ステントの機械的特性を表３に示す。ステント材料の生理学的条件下の機械的特性は埋め込み材料としての重要な指標の１つであり、生理学的条件下の材料の機械的特性を観察するために、試験前に、サンプルをＰＢＳ溶液に２４時間浸漬し、ステントの機械的特性の違いがさほど大きいものではなく、引張強さ及び弾性率がやや低減しており、破断伸びはいずれもある程度増加しているということが見出され、これはステントの粗鬆の多孔質構造が吸水するためであった。分子量の高いＰＴＭＣは良好な機械的特性及び形状保持性を有し、ＰＴＭＣ_１及びＰＴＭＣ_２の分子量が低すぎるため、良好な支持の効果を果たすことができない。反応時間が３０時間を超えると、反応時間の増加に伴い、ＰＴＭＣの機械的特性の差異はさほど大きいものでなくなる。ＰＴＭＣからなる吻合ステントは乾燥及び湿潤状態ではいずれも機械的特性が非常に安定的であり、これは実際の使用でのその信頼性を保証している。
ａ：弾性率（完成品そのまま）、ｂ：弾性率（２４時間予備湿潤）、ｃ：引張強さ（完成品そのまま）、ｄ：引張強さ（２４時間予備湿潤）、ｅ：破断伸び（完成品そのまま）、ｆ：破断伸び（２４時間予備湿潤）。

乾燥後のサンプルをクロロホルム（ｃｈｌｏｒｏｆｏｒｍ）／ＤＭＦ（９：１、Ｖ：Ｖ）混合溶液に溶解し、調製した溶液の濃度は５．５％であり、３７℃でシェーカーに３６時間置いてサンプルが充分に溶解することにより、均一な共溶解紡糸原液を得た。原液を２．５ｍＬの注射器に入れ、当該注射器は内径が０．５ｍｍである１本の金属針を含む。具体的なエレクトロスピニングの条件の詳細は表１を参照する。紡糸後のサンプルの厚さは具体的なエレクトロスピニング時間によって決められた。得られた繊維を箱型真空乾燥機の中で室温下でさらに２４時間乾燥して、残留した有機溶媒及び水分を除去した。紡糸後のサンプルを用いて機械的特性試験及び体外分解試験を行った。

エレクトロスピニングの条件：

体外生分解性の評価：
ＰＴＭＣは主に体外酵素分解及び体内表面侵食により分解される。Ｆｅｉｊｅｎらが、酵素は界面活性化の役割を果たすと考えており、そのために体外酵素溶液での分解速度は体内分解より早い。同じサイズで異なる厚さのＰＴＭＣ材料はその分解速度の差異が非常に大きい。腸管ステントについて、当方はエレクトロスピニング後の異なる分子量及び異なる厚さの膜状材料の分解の差異を研究した。

当回の動物試験の対象は雄のラットであり、ラットの腸管癒合期間は１４日程度であることから、腸管に埋め込まれた吻合ステントは少なくとも２週間持続する機械的特性の強さと、約３週間で分解されるという要件を満たすべきである。最初に、重量損失率に対する分子量の影響を研究し（図６ａ）、ＰＴＭＣ_１～７を同じサイズ（１０．０×１０．０×０．４ｍｍ）のフィルムシートに裁断し、結果は、ＰＴＭＣの分子量の増加に伴い、分解が早くなり、且つ、分解の過程で酸性物質がなかったことを示す（図６ｂ）。ＰＴＭＣの分子量が低すぎる場合は、ＰＴＭＣ_１及びＰＴＭＣ_２において示されるように、５０日での重量損失が２０％だけで、分解が非常に遅く、分子量が１５万以上になると、ＰＴＭＣの５０日での重量損失は６０％に達しているため、ラット腸管への埋め込みの条件に適合する。また、当方は、重量損失率に対する異なる厚さの材料の影響を研究した（図６ｃ）。ＰＴＭＣ_４が選択され、長さと幅は１０．０ｍｍであり、厚さは、それぞれ、０．１０ｍｍ、０．２０ｍｍ、０．３０ｍｍ、０．４０ｍｍ、０．５０ｍｍであった。厚さが大きいほど、分解は遅いということが見出された。ＰＴＭＣ_４については、厚さが０．２ｍｍである場合に、体外酵素溶液での分解速度が我々の条件を満たしている。当方は、また、エレクトロスピニング、体外酵素溶液分解及び機械的特性の総合的要因から、分子量が１５万～２５万で、厚さが０．２ｍｍであるステントが当方の期待に沿えると考えている。当試験では厚さが０．２ｍｍであるＰＴＭＣ_４サンプルを吻合ステントとして選択してマウスの盲腸に埋め込み、後の体内分解及び癒合促進効果を観察した。

体内吻合ステントを対応する時点に取り出して微視的形態を観察した（図６ｃ）。吻合ステントの質量及び長さは、程度の差はあるがいずれも減少しており（図６ｅ、６ｆ）、２８日後に質量は４０％以上減少し、長さは５０％減少しており、２週間持続する機械的特性という要件を達成した。体内分解後にその形態は崩れ始めているが、マクロレベルにおいて全体としてよく維持されている（図６ｄ）。

体外生物学的評価：
抗菌：
周知のように、創傷が癒合する過程では細菌に感染する可能性があり、これは創傷の癒合を遅らせてしまう。腸管中の微生物と細菌は数え切れないほどあり、細菌の桁数は１０^１４に達し、種類は１０００種を超えており、他の上皮と比べて、腸管の癒合中に出現する病原性細菌はより高い密度を有し、それらは創傷の癒合という正常な生理的プロセスをかき乱す。手術部位の性質上、腸管吻合部で比較的清潔な環境を保つのは難しいから、この場合に吻合ステントの抗菌と隔離効果が非常に重要な役割を果たす。

この課題を解決するために、抗菌剤ＴＣＳを所定の比率でサンプルに添加し、材料に抗菌性を持たせて、創傷部が比較的清潔であることを保証した。図７に示すように、ＴＣＳを含まないサンプルは細菌への抵抗力がなく、ＴＣＳを添加したサンプルは緑膿菌、大腸菌及び黄色ブドウ球菌に対して明らかな阻害領域があった。ＰＴＭＣの分解は表面侵食分解であり、表面から徐々に内部へと分解していく過程であるため、ＴＣＳがゆっくりと放出されて滅菌の役割を果たし続けることになる。

溶血率：
吻合ステントが腸吻合部に直接接触するため、材料の関係で赤血球が破裂してしまえば、一般的にアデノシン二リン酸が放出され、血小板の凝集が加速されることで、血栓が発生する。体外の材料を血液に直接接触させることにより、吻合ステントの溶血性を評価し、試験結果を図８に示し、その溶血率は０．１％未満であり、埋め込み型医療機器の５％の上限値をはるかに下回っていた。

細胞毒性：
Ｌ９２９細胞を細胞毒性及び細胞適合性の体外試験に用いて、純粋なＰＴＭＣ及びＴＣＳを添加したＰＴＭＣの細胞適合性を評価した（図９）。Ｌ９２９細胞をサンプルと共に２４時間、４８時間インキュベートし、且つＴＣＳを添加したサンプルの細胞毒性を表す値は単純なホモポリマーと大差がなく、細胞生存率はいずれも９０％以上に保たれており、これはＴＣＳの添加量は効果的かつ実施可能であり、滅菌効果をもたらすと同時に組織細胞を傷つけることはないということを示した。

創傷回復状況の評価：
腹腔内癒着スコアリング及び吻合部の破壊圧力：
それぞれ、術後７日目、１４日目、２１日目、２８日目に開腹し、腹腔内癒着の状況についてスコアリングし、結果の詳細を図１０に示す。損傷の刺激又は感染により、腹腔では局所的にフィブリノゲンのコロイド溶液が生成し、それが早くフィブリンの凝固物に変わって損傷した粘膜の表面を覆って、修復保護の役割を果たす。フィブリンは高い接着性を有するため、互いに隣接する腹腔の粘膜をつなげる。損傷が癒合した後は、体がこれらのフィブリンを良好に吸収できれば、痕跡は残らない。吸収が不完全であれば、癒着は存在し続け、深刻な場合は癒着性腸閉塞になり、腸管の正常な生理的活動に影響を与える。吻合ステントによる癒合支援群は癒着がブランク対照群より明らかに少なく、これは吻合ステントが創傷と腸管内容物の直接接触を効果的に遮り、感染の発生を軽減させることにより、吻合部の修復・癒合速度が早くなるためであった。

吻合部の破壊圧力は腸管吻合術後の癒合から一定の期間後の吻合部の癒合の強度を効果的に反映でき、当該機械的指標で、吻合部が耐えられる張力の大きさを定量的に示すことができる。腸管が癒合する過程では、粘膜の下層のコラーゲン合成の沈着と再構築の速度との間のバランスが大きな要因である。組織修復の不足と過剰はいずれも正常な腸管の機能に影響を与え、修復が不足する場合は潰瘍と瘻が起こり、修復過剰は繊維症と狭窄を引き起こす。術後４日目までは、コラーゲンの再構築の速度が沈着の速度をはるかに上回り、術後５日目からは、コラーゲンの沈着がメインとなり、最終的に７日目には増殖期のピークに達していた。増殖期のピークへの到達の遅延又は損傷は吻合部の裂開を引き起こす可能性がある。コラーゲンの沈着過剰と炎症は吻合部の狭窄を引き起こす。そのため、術後７日目に、吻合部の局所的な状況に影響を与えないことを前提として、癒着を剥離し、次に手術対象区間の盲腸を取得し、吻合部盲腸区間の破壊圧力試験を行った（図１１）。対照群で生存する２０匹のラットの破壊圧力は１８３ｍｍＨｇであり、吻合ステント群で生存する２０匹のラットの１９０ｍｍＨｇ（ＰＴＭＣ群）、２０５ｍｍＨｇ（ＴＣＳ／ＰＴＭＣ群）より低かった。吻合ステントは創傷の癒合に明らかな促進効果を果たし、且つＴＣＳを加えるのは創傷部と細菌を隔絶させ、創傷の癒合に役立った。３群では統計学的有意差があった（Ｐ＜０．００１）。

組織学的分析：
急性及び慢性腸炎の間に、マクロファージ及び好中球は活性酸素種及び組織分解酵素を分泌することにより局所的な組織損傷を誘導する。組織の損傷が深刻な場合は、筋線維芽細胞が欠損した部位まで遊走する。炎症は、Ｔ細胞、マクロファージ、好中球などの免疫細胞の浸潤に関係しており、それらが常に炎症の起きる組織に深刻な損傷をもたらす。このような持続的な炎症と組織分解は繊維症及び狭窄の形成を引き起こす可能性がある。

当方は、術後の対応する時点に、吻合部の近くの腸壁組織に対してＨ＆Ｅ及びマッソン（Ｍａｓｓｏｎ）染色を行った（図１２）。時間順で、組織癒合の過程を炎症期、増殖期及び再構築期に分けることができ、３つのプロセスには厳密な境界がない^［５４］。一般的には、７日目は炎症期と増殖期の境目とされ、１４日目は増殖期と再構築期の境目とされる。炎症期は好中球を中心とする炎症細胞の凝集及び浸潤として認識され、増殖期は線維芽細胞数の増加、無秩序に並んだ大量の弱いコラーゲン繊維の生成として認識され、再構築期では急性炎症が明らかに減少し、代わりに慢性炎症のマーカーである多核巨細胞が生成され、コラーゲン繊維が明らかに増加する。ＨＥ染色は炎症細胞の浸潤の程度を反映することができる。術後の対応する時点に、対照群の炎症細胞の浸潤は吻合ステント支援群を明らかに上回り、ＴＣＳを添加した吻合ステント群の炎症細胞はＴＣＳを添加しなった吻合ステント群より明らかに少なかった。マッソン（Ｍａｓｓｏｎ）染色の方も上述したことを裏付けており、ステント群は細菌を隔絶させて炎症反応を低減させているため、繊維の再生に役立ち、ＴＣＳの添加は創傷の癒合を一層促進していた。

免疫組織化学分析：
創傷の修復は細胞によって分泌される成長因子、例えば、トランスフォーミング成長因子－β（ＴＧＦ－β）を介して行われる。ＴＧＦ－βはα－平滑筋アクチン（α－ＳＭＡ）の最も効果的かつ重要な誘導物質である。実験的小腸・結腸炎及びクローン病患者の繊維化部位の筋線維芽細胞の中で、ＴＧＦ－βが増加している。トランスフォーミング成長因子はｉ型コラーゲンの発現を誘導でき、且つα－ＳＭＡの発現を効果的に刺激できる。創傷部のＴＧＦ－βレベルを測定すれば、創傷回復の早さとその良さを直感的に知ることができる。

創傷感染は負傷した患者が死亡する主な原因の１つであるため、腫瘍壊死因子－α（ＴＮＦ－α）を監視指標として選び、免疫組織化学分析により感染の予防における吻合ステントの効果について試験した。

結論：
吻合後の腸管の癒合は複雑かつ長い生理学的プロセスである。実際には、腸管の吻合は物理的癒合、組織学的癒合及び生理学的癒合の３つのプロセスを含む。物理的癒合とは吻合後の腸管が腸管腔を閉鎖させることができ、腸管内容物は腹腔に入ることができず、腸壁は一定の圧力に耐えられることを指す。組織学的癒合とは吻合部の粘膜上皮は組織学的に結合していることを指す。吻合部の両端の腸管に本来の神経支配が戻り、全体において規律的な腸管運動と蠕動を実現するというプロセスを生理学的癒合と呼ぶ。

吻合ステントの埋め込みは、細菌やウィルスなどの不利な要因を効果的に隔絶させて、創傷に比較的清潔な環境を作ることができ、これは吻合部の癒合にとって極めて重要である。

吻合部の張力は癒合不良につながる主な原因である。この張力は組織から来てもよいし、持続的に緊張している血管への血液供給不足が引き起こす可能性もある。当試験で製造した腸管吻合ステントは組織従順性を備えており、このような張力を大いに軽減できるため、吻合部にはより良い癒合効果が得られる。

なお、上記の特定の実施形態で本発明を記述しているが、本発明の趣旨は当該開示に限定されず、本発明の趣旨を用いた作り変えであれば、いずれも本特許の請求範囲に入るということを当業者は知るべきである。

上述したのは本発明の好ましい実施形態に過ぎず、本発明の請求範囲は上記の実施例に限定されず、本発明の趣旨に基づく技術的解決手段であればいずれも本発明の請求範囲に属する。なお、当業者は本発明の原理を逸脱しない限りはいくつかの改良と修飾を行うことができ、これらの改良と修飾も本発明の請求範囲と見なすべきである。

Claims

ＰＴＭＣに基づく生体吸収性柔軟性エラストマー腸吻合ステントであって、前記腸吻合ステントはＰＴＭＣホモポリマー材料を用いて作製され、前記ＰＴＭＣホモポリマーは高分子医療材料ＴＭＣモノマーに対して開環重合の方法を用いて合成されるポリマー材料であり、前記腸吻合ステントの厚さは０．０５～０．３ｍｍであり、前記腸吻合ステント内にはさらに植物性セルロース管が設けられ、前記腸吻合ステントは隙間のない嵌着構造であり、内部は植物性セルロース材料の管であり、外部はＰＴＭＣホモポリマー材料であることを特徴とするＰＴＭＣに基づく生体吸収性柔軟性エラストマー腸吻合ステント。
前記生体吸収性柔軟性エラストマー腸吻合ステントのＰＴＭＣホモポリマー材料にトリクロサン（ｔｒｉｃｌｏｓａｎ、ＴＣＳ）が担持されることを特徴とする請求項１に記載の生体吸収性柔軟性エラストマー腸吻合ステント。
ＰＴＭＣの開環重合であって、ＴＭＣモノマーを反応容器に移し、Ｎ_２雰囲気下、触媒Ｓｎ（Ｏｃｔ）_２を無水トルエン溶液に溶解し、ピペットで１００ｐｐｍを取り出して反応容器に加えて共重合反応させ、プロセス全体で水と酸素がないことを保証し、２４時間後に生成物を溶解し、完全に溶解すると、ポリマー溶液を精製し、複数回繰り返し、精製後の共重合体を箱型真空乾燥機の中で４８時間乾燥し、次に乾燥キャビネットの中で保管するステップ（１）と、
エレクトロスピニングによる吻合ステントの製造であって、乾燥後のサンプルをＣＨＣｌ_３／ＤＭＦ混合溶液に溶解し、調製した溶液の濃度は５～１０．０％であり、混合溶液の０．１～１．０ｗｔ％で抗菌剤を加え、混合後に３７℃でシェーカーに置いてサンプルが充分に溶解することにより、均一な共溶解紡糸原液を得て、原液を２．５ｍＬの注射器に入れ、当該注射器は内径が０．５ｍｍである１本の金属針を含み、紡糸後のサンプルの厚さは０．２±０．０１ｍｍであり、得られた繊維を箱型真空乾燥機の中で室温下でさらに乾燥して、残留した有機溶媒及び水分を除去するステップ（２）とにより製造することを特徴とする請求項１に記載の生体吸収性柔軟性エラストマー腸吻合ステントの製造方法。
前記ステップ（１）で生成物の溶解の条件はＣＨＣｌ_３又はＤＭＦ又はＴＨＦで溶解して、シェーカーに置き、シェーカーの温度を３７℃と設定することであることを特徴とする請求項３に記載の製造方法。
前記ステップ（１）で精製の条件はｎ－ヘキサン又はエタノールで精製し、且つガラス棒で不断に撹拌することであることを特徴とする請求項３に記載の製造方法。
前記ステップ（２）でＣＨＣｌ_３／ＤＭＦ混合溶液中のＣＨＣｌ_３：ＤＭＦ＝１：１であることを特徴とする請求項３に記載の製造方法。
前記ステップ（２）の紡糸ステップは、具体的には、所定のサイズの植物性セルロース管をエレクトロスピニングレセプターに嵌めて紡糸し、パラメータを限定して対応するサイズの管を得ることができることであり、前記針先の押し速度はＶ＝１．０～５．０ｍＬ／時間であり、ローラーの回転速度はＶ＝１００～５００ｒｐｍであり、温度Ｔ＝２５～３５℃、湿度ＷＥＴ＝２０～４０％であることを特徴とする請求項３に記載の製造方法。