JPH06506366A - 植設可能な生体吸収性部材 - Google Patents

Abstract

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Description

【発明の詳細な説明】 植設可能な生体吸収性部材 発明の分野 本発明は、哺乳類細胞ノｆリヤとして使用され、組織の再生を促進する植設可能 な生体吸収性部材に関する。

発明の前景 哺乳類の組織の再生を促進する好ましい技術は、生体適合性のあるバリヤ材料を 用いて、再生されるべき特定のタイプの組織を望ましからぬ競合する他の組織か ら分離かつ隔離することによって実現される。この考えは、誘導式組織再生とし て知られており、ｊ。

Ｇｏｔｔｌｏｗ他の“ヒトの歯周組織における誘導式組織再生による新しいアタ ッチメント形成”というタイトルの論文に記載されている。

（Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　Ｃ１１ｎｉｃａｌ　Ｐｅｒｉｏｄｏｎｔｏｌｏｇｙ、 　１９８６年、第１３巻、６ｏ４−６１６ページ）、バリヤ材料の機能は、この 材料の厚みによって組繊細胞が動くのを実質的に阻止し、従って治療部位の細胞 のタイプが様々になるのを制限することである。この機能に加えて、この材料が 欠損の近くに十分な空間を確保し、望ましい組織がこの空間に再生できるように するという要求もある。欠損の表面と、続いて再生される表面の望ましい輪郭と の間の空間を確保することは、この空間に組織が再生して入り込むのを可能にす るために必要である。このようにして再生される可能性のある歯周構造を特定す るならば歯周靭帯、骨、歯のセメント賞である。バリヤ材料によって骨や歯周靭 帯細胞の増殖が可能となり、増殖の割合がより大きいと考えられている上皮細胞 と歯肉結合組繊細胞は排除される。この考えは、特定の欅々な細胞を分離するこ とが望ましい別の用途、例えば神経の修復や神経誘導の用途、骨の再生、軟組織 の癒着、特に腹膜の癒着防止にも役立つ可能性がある。

神経の修復に役立つ生体吸収性チューブ状装置が、Ｄｅｌｌｏｎ他に付与された アメリカ合衆国特許第４，８７０，９６６号に記載されている。

さらに、歯周部の手術後に、歯根の近傍の欠損空間に形成される血糊の力学的安 定性が再生プロセスにとって重要である可能性があると指摘されている（Ｗｉｋ ｅｓｊｏ他、１９９０年；　Ｊ、Ｐｅｒｉｏｄｏｎｔａｌ、第６１巻、５５９− ５６３ページ）、従って、血糊が浸入し、その結果材料とその近傍の歯肉弁との 間の接続を形成する可能性のある材料は、傷の力学的安定性に寄与することがあ る。

歯周組織再生のための細胞バリヤとなる市場で入手可能な１つの材料は、ゴアテ ンクス（登録商ｉｆ）歯周材料である。このポリテトラフルオロエチレン（ＰＴ ＦＥ）材料は、歯肉と歯周欠損との間の細胞バリヤとして機能するとともに、欠 損の表面と後に再生する表面の望ましい輪郭との間に必要な空間を確保すること も目的とされている。このボアテックス歯周材料は、膨張させた多孔性のＰＴＦ Ｅからなり、微細な原線維（フィブリル）によって相互に接続された節からなる 微細構造を有する。この市場入手可能な材料は、層状の構造ではなく、気孔率は 一般にこの材料の厚さ方向で一定である。このボアテックス歯周材料の全表面領 域の一部には、血糊が浸入し、結合組織繊維が内部に成長する多孔構造の表面を 持ち、そのために上皮の移動が抑制される０表面領域の残り部分は気孔率の低い 細胞バリヤ構造を持ち、上に被さる歯肉結合組織をその下の欠損部から隔離して いる。これは生体吸収性ではなく、一般には、次の手術で除去される。

生体吸収性材料から適切な手術用バリヤを製作する試みが従来からなされている 。生体吸収性ポリ乳酸から溶媒鋳造され、もともと気孔がなく、組繊細胞透過性 もない厚さ７０ミクロンの膜が、歯周用ということで、治癒中に上皮組織および 歯肉結合組繊細胞を排除するためのバリヤ材料としてテストされた（１．　Ｍａ ｇｎｕｓｓｏｎ他、“生分解性の膜を用いてコントロールした組織再往に伴う新 しいアタッチメント形成”、Ｊ、　Ｐｅｒｉｄｏｎｔａｌ　１月、１９８８年、 １−６ページ）。テストの結果、セメント賞と骨が新たに幾分か形成されている ことが判明した。この材料を再現したところ、薄くて脆い構造であるために手術 での取扱特性は悪く、脆いために縫合することも難しいことがわかった。この材 料は、その表面のどちら側にも組織が成長していくようになっていない。

誘導式組織再生の用途の市場入手可能な別の材料は、ジョンソン・アンド・２５ ７７２社が提供しているヴイクリル（登録商標）歯周メツシュである。このヴイ クリル歯周メツシュは、グリコリド約９０％とラクチド１０％からなる生体吸収 性コポリマーでできた織布状繊維からなる。研究の結果、ヴイクリル歯周メツシ ュは、組織の再生のためのバリヤ材料として幾分かの成功を収めることがわかっ た（Ｆｌｅｉｓｈｅｒ他、′グイクリル吸収性メツシュを用いた、イヌにおける 失われたアタッチメント器官の再生”　、Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ　Ｊｏｕ ｒｎａｌｏｒ　Ｐｅｒｉｏｄｏｎｔｉｃｓ　ａｎｄ　Ｒｅ５ｔｏｒａｔｉｖｅ　 Ｄｅｎｔｉｓｔｒｙ　１９８８年２号、４５−５５ページ）。従来からあるこの 織布構造の問題は、織布の本来的な多孔性に起因して、欠損部の近傍に空間を確 保する能力に劣る点と、組織バリヤとしての周辺部での有効性である。この材料 は、織布構造の単層材料であり、組織の内部成長を促進すると同時に組織バリヤ としても機能するように考えられている。この２つのことは、本来的にある程度 の多孔性を持つ織布構造の単層材料にとっては幾分か互いに矛盾した目的である ために、内部成長は、バリヤ機能を犠牲にしてのみ実現される。この材料の有効 性は、従って、組織の内部成長を可能にすると）１うこの材料の能力と、同時に 組織バリヤとしての機能も要求されることが妥協したところにある。

少なくとも１つの面に組織が付着することが可能であり、材料内への血の浸入と 凝固を通じて回復中の傷の安定性に寄与し、材料中の組繊細胞の通過を実質的に 阻止し、欠損部の近傍に望ましい空間を確保できる十分な硬度を持ち、手術での 取扱特性と強度が許容範囲にあるような、有効な細胞バリヤとして使用される生 体吸収性材料に対する要求が残されている。

生体吸収性材料とは、ここでは、生体内に設置されたときに酵素反応、加水分解 反応、あるいは他の化学反応を通して副産物に分解され、それが生体に統合され 、または生体から排出されるような合成または天然の材料のことと定義する。

細胞および組織は、ここでは、哺乳類のｓｔａｍおよび哺乳類の組織と定義する 。

発明の要約 この発明は、哺乳類組織の分離と再生に役立ち、細胞バリヤシート材料の少なく とも片面に層状に取り付けられた繊維マトリックスを備える埋め込み可能な生体 吸収性部材であって、繊維マトリックスが、血糊の浸入と組織の内部成長を可能 にする多孔性材料であり、細胞バリヤシート材料が実質的に組織の通過とさらな る内部成長を阻止する、植設可能な（ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｏ）生体吸収性部材 を提供する。

好ましい実施態様によると、細胞バリヤシート材料の両側に繊維マトリックスが 層状に取り付けられた繊維マトリックスが提供される。

本発明は、平坦なブレーナ形状、または、例えば神経の修復や神経の誘導の用途 に使用されるチューブ形状にすることができる。好ましい生体吸収性材料には、 繊維マトリックス用としてポリグリコール酸繊維があり、細胞バリヤシート材料 としてポリ乳酸とポリグリコール酸のコポリマーがある。

本発明の埋め込み可能な生体吸収性部材を製造する方法も提供される。

図面の簡単な説明 図１は、層状繊維マトリックスが細胞バリヤシート材料の一方の側に取り付けら れた本発明の埋め込み可能な生体吸収性部材の斜視図である。

図２Ａ、２Ｂ、２Ｃは、図１の植設可能な生体吸収性部材の断面図であり、繊維 マトリックスは非組織化形状である。

図３は、図１の植設可能な生体吸収性部材の断面図であり、繊維マトリックスは 組織化形態のものである。

図４Ａ、４Ｂ、４Ｃは、層状繊維マトリックスが細胞バリヤシート材料の両側に 取り付けられた本発明の別の実施態様の断面図である。

図５Ａ、５Ｂ、５Ｃは、本発明の生体吸収性材料を構造体内部に組み込んだ歯周 修復の好ましい実施態様を示している。

図６は歯周欠損の断面図であり、本発明の好ましい歯周修復例を示している。

図７は、本発明の埋め込み可能な生体吸収性部材を製造するプロセスの概略図で ある。

図８は、繊維マトリックスが細胞バリヤシート材料の両側に取り付けられた別の 実施態様を製造するプロセスの概略図である。

図９と図１０は、本発明の埋め込み可能な生体吸収性部材の別の２つの製造プロ セスの概略図である。

図１１は、管や神経の誘導式修復などの修復に役立つチューブの形状に形成され た本発明の埋め込み可能な生体吸収性部材を示している。

図１２は、チューブ状にした別の実施態様の断面図である。

発明の詳細な説明 これから本発明の詳細な説明するが、その実施例が図面に示されている。

本部材の基本構造が図１に示されている。この部材は、細胞バリヤシート材料１ ２に層状に取り付けられた繊維マトリックス１０を有する複合材料を備えている 。この植設可能な生体吸収性部材は、１つの面が組織の内部成長に合わせること のできる欠損部オーブン構造を提供し、対向面は細胞バリヤを提供できるよう、 繊維マトリックスと細胞バリヤシート材料は、層状に重ね合わせた状態で取り付 けられるように構成されている。

図２Ａの断面図は、植設可能な生体吸収性部材をさらに詳しく示している。細胞 バリヤシート材料１２は２つの対向面を持ち、それぞれの面が第１の対向面１３ 、第２の対向面１５で指定されている。繊維マトリックス１０は、細胞バリヤシ ート材料１２の第１の対向面１３に層状に取り付けられている。層状に取り付け るということは、繊維マトリックス１０が、図２Ａに示したように、細胞バリヤ シート材料１２の表面に直接に取り付けられているか、あるいは、図２Ｂの断面 図に示したように、第１の対向面１３を越えて延びているか、あるいはまた、図 ２０の断面図に示したように、第１の対向面１３を越えて延びて第２の対向面１ ５に達していることを意味する。取り付けは、細胞バリヤシート材料１２が以下 に説明するように軟化状態または液化状態にあるときに、繊維マトリックス１０ を細胞バリヤシート材料１２の第１の対向面１３上に重ねることによって実現さ れることが好ましい。別の方法として、生体吸収性接着剤を用いて接着すること もできるが、その場合にはこの接着剤によって繊維マトリックス１０を細胞バリ ヤシート材料１２の第１の対向面１３に取り付ける。

繊維マトリックス１０は、図２Ａ、２Ｂ、２Ｃの断面図に示したようにランダム で非組織化形状１４か、あるいは、図３の断面図に示したように組織の内部成長 をサポートすることのできる構造体などの組織化形状工６の繊維メツシュを備え ている。組織化形状１６は、糸、紡績糸、ネット、織物、レース、またはフェル トで構成することのできる構造体形状である。あるいは、繊維マトリックスは、 組織の内部成長を可能にするオーブン細胞泡構造で構成されていてもよい。

構造に関係なく、繊維マトリックスは、血液の浸入が可能なように十分にスペー スがあり、それに伴ってマトリックスを構成する繊維間に存在するこのスペース を通過して組織が内部成長して相互に接続されるようになっていなくてはならな い。一般に、組織の内部成長が可能なオーブン構造を持つ生体吸収性材料でさえ あれば、力学的特性と生体吸収率が意図する用途にとって適切である限りは、繊 維マトリックスとして適している。繊維マトリックス材料の厚さは、最終用途に 応じて異なる可能性がある。

細胞バリヤシート材料は、典型的には非孔性であるが、孔のサイズが実質的に細 胞の通過と内部成長を阻止するぐらいに小さい限りは多孔性でもよい、そのよう な多孔性細胞バリヤシート材料は、幾つかの用途、例えばこの材料を栄養素やガ スが通過することが重要であるような用途には有利である可能性がある。

部材が組織の内部成長を可能にする能力、あるいは逆に細胞の通過と内部成長を 実質的に阻止する能力は、この部材をイヌに埋め込んで治癒するための時間を与 えることによって決定できる。部材と近傍の組織の複合体は、３週間後に、つま りこの部材の実質的な生体吸収が起こる前に取り出されて組織学的に評価される 必要がある。

評価の際には、もし哺乳類細胞、結合組織繊維細胞マトリックスまたは細胞外マ トリックス、あるいはコラーゲンが繊維マトリックス内の隣接構造間の空間に侵 入し、その結果部材と隣接組織の間に接続ができるのであれば、部材は組織の内 部成長を可能する一方、細胞の通過ならびに内部成長を実質的に阻止できないと 推測される。

細胞バリヤシート材料は、合成生体吸収性材料、例えばポリカプロラフタン、ポ リ−ｐ−ジオキサノン、トリメチレンカルボネート、ポリグリコール酸（ＰＧＡ ）　、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、あるいはこれらのコポリマーで構成されているべき である。歯周用では、好ましい材料はＰＬＡとＰＧＡのコポリマーであり、好ま しい混合比率は、ＰＬＡ約８５％とＰＧＡ約１５％からＰＬＡ５０％とＰＧＡ５ ０％の範囲である０等比率のコポリマーは、最も迅速に生体に吸収されることが 期待される。これら材料の生体吸収速度の比較のためには、Ｌｅｗｉｓ、　Ｄａ ｎｎｙ　Ｈ，のラクチド／グリコリドポリマーからの生活性剤の制御放出、１− ４１ページ、「薬剤分配システムとしての生分解性ポリマーＪ　Ｍａｒｋ　Ｃｈ ａｓｉｎとＲｏｂｅｒｔ　Ｌａｎｇｅｒ　＆Ｗ集、マルセル・デツカ−社、ニュ ーヨーク、ＮＹ。

１９９０年を参照のこと。

ＰＬＡとＰＧＡのコポリマーは、それぞれが乳酸とグリコール酸をもとにした環 式ダイマーであるラクチドとグリコリドを適切な割合で重合化させたものである 。ラクチドダイマーの乳酸成分は、ｄ（右旋性）または、ｌ　（左旋性）構造の いずれかであるか、２つの構造の混合物（例、ｄ、Ｉ−ラクチド）であるかの可 能性がある。ｄ。

ｌ−ラクチドの混合物を含むポリマーは、ポリマー結晶性がほとんどないか、ま ったくなく、その結果、片われであるより結晶性の高いｌ−ラクチドなどと比較 すると硬度が低く、ガラス転移温度が相対的に低くなる。好ましい歯周修復の実 際例における細胞バリヤシート材料成分は、ｄ、Ｉ−ラクチドとグリコリドのコ ポリマーを含んでおり、従って、硬度が最低で、続いて行なわれるバリヤ材料の 両側に繊維マトリックスを合体させるための熱接合に合ったガラス転移温度を提 供している。

これらコポリマーは元の成分に戻される、加水分解を通じて生体吸収され、続い て生体から排出されるが、生体と同化する。特定のコポリマーのインビボ寿命は 、その分子量と、そのラクチドおよびグリコリド成分の割合との関数である。一 般に、加水分解の速度は、乳酸成分が増加するにつれて低下する。

歯周用では、繊維マトリックスのもとになる繊維は、適当な時間内にマトリック スの生体吸収が起こるよう、ＰＧＡで構成されていることが好ましい。マトリッ クス中の異なる繊維は、異なる速度で生体吸収されるよう、異なる生体吸収性ポ リマーで構成されていてもよい。

植設可能な生体吸収性部材は、縫糸が不必要になるまで十分に治癒するのに必要 な時間にわたって縫糸をうまく力学的に保持できる必要がある。植設可能な生体 吸収性部材はまた、折り曲げ可能かつ成形可能でなくてはならず、脆かったり厚 かったりして縫合が難しいとか欠損部に望まれる理想の輪郭に合わせることが困 難であったりしてはならない。この部材は、あまりに可撓性があって欠損空間に 陥没するようなことがあってはならず、それよりはむしろ治癒が起こるのに十分 な時間にわたってこの空間を維持し、保護するようになっていなくてはならない 、これら力学的特性は、本発明の植設可能な生体吸収性部材によって実現されて おり、細胞バリヤシート材料に繊維マトリックスを層状に取り付けた複合構造の 結果である。

図４Ａの断面図は、本発明の別の好ましい実施例を示しており、図中で、繊維マ トリックス１０は細胞バリヤシート材料１２の対向する両面に取り付けられてい る。図４Ｂの断面図に示したように、この実施例を実現する１つの方法は、繊維 マトリックスが細胞バリヤシート材料の片面にだけ取り付けられた植設可能な生 体吸収性部材の２つのサンプル４１と４２の露出した細胞バリヤ同士を層状に接 合することである。２つのサンプル４１と４２の層状接合状態が４４で示されて いる。

別の例として、図４０の断面図に示したように、片側に繊維マトリックスが取り 付けられた単一の埋め込み可能な生体吸収性部材を細胞バリヤ面同士をくっつけ るようにして半分に折り畳むことも可能である。折り目は４３で示されており、 層状にくっつけられた細胞バリヤシート材料の接合面は４４で示されている。細 胞バリヤシート材料面の接合方法は、以下に記述する。

図５Ａに示したように、本発明の植設可能な生体吸収性部材は、生体吸収性縫糸 ５０を組み込んで、隣接する解剖学的器官にこの部材をできるだけ簡単に固定で きるようにすることも可能である。この態様は、現在のところ歯周修復のために は本発明の最良の実施形態と考えられる。この態様は、図４０に示したように、 両面型部材の折り曲げ部に縫糸を配置することによって最も簡単に実現される。

図５Ｂの断面図は、このことを詳しく示している。生体吸収性縫糸を組み込んだ 別の態様も可能である。そのような１つの態様が図５０に示されている。図中で 、細胞バリヤシート材料１２の部分５２は繊維マトリックス１０に覆われておら ず、この部材の部分５２は縫糸５０の長さ方向に沿って巻かれている。埋め込ま れた状態でのこの部材の丸いエツジが５４で示されている。縫糸を取り付けるの に、例えば、縫糸を部材の厚さ方向に沿って縫い込むなどの別の方法を用いるこ ともできる。

別の態様では、繊維マトリックス、繊維、細胞バリヤシート材料、またはこれら の任意の組み合わせに、抗生物質、抗菌物質、成長因子、分化因子、細胞接着因 子、または他のこのような治療剤などの物質の１つまたは組み合わせを浸み込ま せることもできる。植設可能な生体吸収性部材にこのような治療剤を浸み込ませ ることには、単に部材を薬剤で覆うことや、薬剤を繊維マトリックスまたは細胞 バリヤを構成する材料に組み込むことも含まれる０例えば、治療薬剤は、細胞バ リヤのもとになるポリマーと溶剤の溶液に入れておくことができる。治療薬剤を このように埋め込み可能な生体吸収性部材に組み込むと、治療薬剤は、部材が埋 め込まれている生体に放出されることになろう、植設可能な生体吸収性部材内に 組み込まれた治療薬剤の存在は、抽出、溶媒和、または他の分離方法などの受容 されている分析技術によって決定され、その技術によって、治療薬剤を植設可能 な生体吸収性部材が構成される材料から分離することができる。

植設可能な生体吸収性部材の典型的な応用が、図６の断面図に示されている。こ の図は、生体吸収性部材が手術によって設置された直後の、この部材と隣接する 解剖学的組織の間の関係を示している。

エナメル質の歯冠が６１で示され、歯根（象牙質）が６２で示されている。歯周 靭帯は６３で示され、それを支える歯槽骨が６４で示され、セメント質が６９で 示されている。歯周欠損が６５に存在しており、そこではセメント質、歯周靭帯 、歯槽骨がやはり６５で示された欠損空間から失われている。欠損空間６５は、 一般に、手術の間および手術後のしばらくの間は血糊で満たされることになる。

植設可能な生体吸収性部材は６６で断面が示されている。この図に示された特定 のケースにおいては、細胞バリヤシート材料１２の両側に取り付けられた繊維マ トリックスｌＯを持つ部材が示されている。植設可能な生体吸収件部材６６は、 歯周欠ｔｊ１６５と、隣接する歯肉結合組織６７と、歯肉上皮６８との間のバリ ヤとして機能する様子が示されている。植設可能な生体吸収性部材のこの態様は 、図５Ａ、５Ｂについて上に記載したように、生体吸収性縫糸５０が組み込まれ た状態が示されている。縫糸５０が歯根６２を取り囲むことによって植設可能な 生体吸収性部材を歯根６２に付着させた状態が示されている。

埋め込み可能な生体吸収性部材を製造する好ましい方法によると、繊維マトリッ クスを細胞バリヤシートに層状に取り付けるのは、繊維マトリックスを生体吸収 性ポリマーと溶媒からなる溶液の中に浸し、圧力と熱を加えて溶媒を蒸発させ、 溶媒の蒸発に合わせて生体吸収性ポリマーを細胞バリヤシート材料に成形するこ とによって実現される。溶媒と繊維マトリックス材料の選択にあたっては、繊維 マトリックス材料が溶媒に簡単に溶解しないように調整しなくてはならない、ポ リマーと溶媒からなる好ましい溶液は、ＰＬＡとＰＧＡのコポリマーとアセトン などの溶媒とからなる溶液である。繊維マトリックスとしてＰＧＡ繊維を使用す ることは、このような繊維がアセトンに簡単には溶解しないので好ましい組み合 わせである。

図７に示したように、ポリマーと溶媒からなる溶液７０と、繊維マトリックス１ ０とが、溶媒を蒸発させるために溶媒の沸点よりも高温に温度を上げることので きる面７２の上に設置されている。加熱面７２は、完成した植設可能な生体吸収 性部材を損傷なく除去できるよう適切なリリース特性を持っていな（ではならな い。適切な加熱面材料には、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）　、フッ 素化エチレン−ポリピレン（ＰＥＰ）、および十分な耐熱性とリリース特性を持 つ他の材料が含まれる。

本発明の植設可能な生体吸収性部材を製造する好ましい方法は以下の通りである 。繊維マトリックス１０と、生体吸収性ポリマーおよび溶媒からなる溶液７０と を２つの対向したリリース面７２と７４の間に導入する。すると、これらのもの は矢印７６で示したように一緒に圧縮され、その間、溶媒の沸点よりも高温にす る熱がリリース面７２から加えられる。温度は、溶媒を数秒以内に迅速に蒸発さ せることを確実にするために溶媒の沸点よりも高くなくてはならない。迅速な溶 媒の蒸発の結果、繊維マトリックス材料は溶媒が除去されたポリマーで覆われる 。溶媒が蒸発すると、マトリックスの隣接した繊維間の接触点は粘着性の接合を する。それと同時に、選択した生体吸収性ポリマーまたはコポリマーからなる細 胞バリヤシート材料が、加熱面に堆積する。その結果得られる植設可能な生体吸 収性部材は、次いでリリース面の間から除去される。

繊維マトリックスを細胞バリヤシート材料の対向した２つの面に有する図４Ｂに 示した両面型の態様のものを製造するには、植設可能な生体吸収性部材を２つ上 に説明したようにして用意する。その２つの植設可能な生体吸収性部材を、図８ に示したように、細胞バリヤ面が互いに向かい合うように配置し、層状に互いに 重ね合わせる。バリヤのガラス転移温度よりも高く、かつ繊維のガラス転移温度 よりも低い温度で圧力と熱を加える。その結果、２つのフィルム面が互いに接着 され、細胞バリヤシート材料の対向する２つの面に繊維マトリックスを有する複 合体が形成される。　ＰＬ＾／ＰＧＡコポリマーはガラス転移温度が４０から６ ０゛Ｃなので、両面型態様にはこのコポリマーからなる細胞バリヤ材料を用意す ることが好ましい。

縫糸を組み込んだ態様は、上の段落で記載したように、２枚の植設可能な生体吸 収性材料シートが接合される前に、これらシートの間に生体吸収性縫糸を１本、 接合されるシートを越えて延びるように配置して製造される。別の好ましい方法 によると、図５Ａ、５Ｂ、５Ｃの断面図に示したように、単層の植設可能な生体 吸収性部材を半分に折り曲げて縫糸が曲げ部の間に保持されているようにする。

図９は、圧縮７６が平坦な圧縮面の代わりに横送りローラ９３によってなされる 好ましい方法を示している。この方法は本質的に上で説明したのと同じである。

分離した可動式の上方、下方ＰＥＰフィルムリリース層９１と９２を随時用いて 必要なリリース特性を持たせる。

図１０は植設可能な生体吸収性部材を連続的に製造するのに役立つ別の方法を示 しており、そこでは、生体吸収性ポリマーと溶媒からなる溶液が液体９０として 液体供給手段９７から繊維マトリックス１０に加えられる。繊維マトリックス材 料１０と、加えられた、生体吸収性ポリマーと溶媒からなる溶液とは、加熱され たローラ９５と、隣接する第２のローラ９３との間に供給される。完成した植設 可能な生体吸収性部材９４は、２つの圧縮ローラ９５と９３の間から出現する。

図１１に示したように、植設可能な生体吸収性部材をチューブ状の構成にするこ とも可能である。この構成は、上に記載したようにして製造された完成部材を、 心棒のまわりに巻き付けてチューブ１１０を完成し、このチューブ状部材の重ね 合わせエツジ部に熱と圧力を加えてその下にくる材料１１２にこの重ね合わせエ ツジ部を固定する。

このようなチューブ状部材は、管の修復、神経の修復など、様々な埋め込みへの 用途を持つ可能性がある。神経修復のためには、神経修復部位から他の組織を排 除し、直りかかっている神経の端部を束縛して神経細胞が無制限に増殖するのを 防止することが、修復を成功させるのに重要な因子であると信じられている。さ らに、末梢神経端から放出される神経組織親和性因子および神経組織栄養性因子 を保持し、これら因子を中枢神経端の近傍に確保しておくことが、神経修復を成 功させるのに重要であるとも信じられている。本発明のチューブ状部材は、神経 修復部位から隣接した組織を排除すること、増殖する神経組織を封Ｌ７込めてお くこと、それに神経組織栄養性因子および神経組織栄養性因子を中枢神経端の近 傍に確保しておくことができる。神経修復の好ましいＢｍによれば、チューブは 、上でチューブの内面上の繊維マトリックスに関して記載したように、埋め込み 可能な生体吸収性部材をチューブ形状に巻くことによって製造される。繊維は、 チューブの内面上に繊維を平行にして、チューブの長手方向軸に平行に向けた形 態の組織化形状が好ましい。このような繊維の向きは、露出した神経の端部同士 の間での神経の治癒に方向性を持たせるのに助けになると信じられている。横断 する神経の中枢軸と末梢端は、このチューブ状部材のそれぞれの端部に配置され ることになる。これら神経端部は、チューブ状部材が２つの神経端部の神経鞘に 任意の適切な手段で最終的に縫いつけられるか、あるいは取り付けられるときに は、接触させて一緒に縫合するか、単に接触させた状態にするか、あるいは神経 の端部同士の間にギャップを残したままにするかが可能である。

図１２の断面図に示したように、神経修復のための別のＢ様のチューブは、チュ ーブの外側の細胞バリヤシート材料面と、長手方向に平行な向きの繊維を有する 内側面１１３との間にランダムに配置された繊維マトリックス層１２１を備えて いる。この構成は、圧縮に対する抵抗力が改善されている。長手方向に向いた織 １！１１１３は、わかりやすくするために直径が誇張して図示されている。

別の態様のチューブでは、周囲の外部組織の付着と安定性が望ましい場合に備え て、余分の繊維マトリックスがチューブの外面に使用されている。さらに別の態 様では、繊維マトリックスがチューブの外面にあり、細胞バリヤシート材料がチ ューブの内面を形成することも可能である。

本発明の植設可能な生体吸収性部材は、骨の欠損の修復や骨の再生にも役立つ可 能性がある。特殊な用途として、軟骨内の骨、膜間の骨、丸い骨、長い骨がある 。この植設可能な生体吸収性部材には、細胞バリヤシート材料の片側のみに層状 に取り付けられた繊維マトリックスが含まれるし、好ましくは、細胞バリヤシー ト材料の両側に取り付けられた繊維マトリックスも含まれるであろう。骨の修復 を目的としたこの部材は、骨の欠損部に隣接する空間の維持を保証するに足る十 分な硬度が必要である。

本発明の植設可能な生体吸収性部材は、軟組織の癒着、特に骨盤癒着を含む腹膜 の癒着の防止にも役立つ可能性がある。好ましい植設可能な生体吸収性部材には 、細胞バリヤシート材料の片側だけに層状に取り付けられた繊維マトリックスや 、細胞バリヤシート材料の両側に取り付けられた繊維マトリックスも含まれるで あろう。繊維マトリックスは、植設可能な生体吸収性部材を所望の位置で安定さ せ、その位１で癒着が起こるのを防止するのに役立つ、繊維マトリックスは、植 設可能な生体吸収性部材を所望の位置に単に設置するだけでよく、固定手段を必 要としない点に有効性がある。

実施例１ それぞれが直径３０ミクロンで長さが１〜２インチのポリグリコール酸（ＰＧＡ ）からなる繊維約４０〜４５ミリグラムを、空気中で、ステンレス鋼製のスクリ ーンの表面にランダムに並べた。繊維は、平均分子量が１００．０００ダルトン を越えるＰＧＡホモポリマーがら製造された。

図９に示したように、厚さ０．０２０インチの透明なＦＥＰフィルムである第１ のシート９１を、予め約１００″Ｃに加熱されている水平にした４×４インチの アルミプレートの上に１いた。ステンレス鋼製のスクリーン上で既に製造されて いた繊維マトリックスがこのステンレス鋼製のスクリーンから除去され、ＦＥＰ フィルムからなる第１のシート９１の上に置かれた。１−ラクチドポリマーを１ ：１０がら１：工５（Ｗ　／　Ｗ　）の割合で塩化メチレン（ジクロロメタン） に溶がした溶液０．２ｇを、繊維マトリックスの中心に垂らした。透明なＦＥＰ シートからなる第２のシート９２が、繊維マトリックスと、ポリマー−溶媒との 組み合わせの上に被せられた。その結果できたサンドインチは、直ちに、アルミ プレートと、長さ約３．５インチ、直径２インチの回転シリンダとの間でロール 圧縮された。ローラば、幅方向にわたって矢印７６で示されているように約８ボ ンドのカを効果的に加えた。各ロール圧縮プロセスは、繊維マトリックスの表面 を横断してローラが約３インチ通過することがらなり、それは１秒あたり約１完 全サイクル（２回通過）の速度で全部で２分にわたった。熱と圧力を加えると、 繊維マトリックスが細胞バリヤシートの片側に取り付けられた完成した埋め込み 可能な生体吸収性部材が得られた。完成後、２枚のＦＥＰフィルムシート９工と ９２、ならびに、これら２枚のＦＥＰフィルムシートの間に挟まれている完成し た埋め込み可能な生体吸収性部材が加熱されたアルミプレートから取り除かれ、 ４″×４′×１′のアルミブロックにより圧力をかけられた状態で冷却された。

冷却後、２枚のＦＥＰシートは完成した埋め込み可能な生体吸収性部材から剥し て取り除かれた。完成した部材は、幅１５ｍｍ、長さ３０ｍ５に切断された。こ の部材は細胞バリヤ面を内側にして幅１５＋＋ｍの中心で半分に折り畳まれた。

市場で入手できる５−０縫糸が針から切りとられ、図５Ａ、５Ｂに示されている ように材料の折り目の中に配置された。折り畳まれた部材は、２枚のＦＥＰフィ ルムシートの間に挟まれ、コーラと図８に示した加熱プレート装置とによって圧 縮された。プレートの温度は１００″Ｃであった。部材上でローラを前後に１秒 １周期で合計１分間にわたって移動させることによって部材に圧力を再び加えた 。

縫糸が一体化して取り付けられた完成した植設可能な生体吸収性部材は、ポリマ ーフォイルラミネートからなる食品類別パウチの中に入れられた。パウチは封印 され、合計２．ＯＭｒａｄのガンマ線で殺菌された。

実施例２ 実施例１に従って製造され、殺菌され、それぞれが図５Ａ、５Ｂに示したように 縫糸が一体化して取り付けられた複数の植設可能な生体吸収性部材がイヌに埋め 込まれた。誘導式組織再生技術と材料のテストには、イヌが実験動物として広く 利用されている（Ｃａｆｆｅｓｓｅ他、１９８８年、Ｊ、　Ｐｅｒｉｏｄｏｎｔ ａｌ、第５９巻、５８９−５８４ベージ；　Ｃ１ａｆｆｅｙ他、１９８９年、Ｊ 、　Ｃｌ１ｎ、　Ｐｅｒｉｏｄｏｎｔａｌ、第１６巻、３７１−３７９ページ） 。

外科手術に際しては、傾倒と舌側のムコ骨膜弁ができるだけ厚く下顎の第１前臼 歯から持ち上げられて下顎の第１大臼歯の中央部に移された。クラス■の分岐欠 損が、４匹のビーグルの第２と第４前臼歯の傾倒と第３前臼歯の舌側とに高速手 動器具で外科手術でつくりだされた。欠損は、歯根が歯の近心線と遠心線のなす 角度の間で露出し、しかも分岐の中まで露出しているが貫通はしていないように つくられた。欠損の深さは約４〜６ミリであった。骨が除去された後、露出した 歯根の表面を高速手動器具で強引に処理して歯周靭帯とセメント質がまったく残 らないようにした。骨の欠損部の周辺の歯根の中に目印のノツチをつけた。

欠損はイヌ１匹あたり下顎の５本の別々の前臼歯につくりだされたが、その欠損 には本発明の植設可能な生体吸収性部材が取り付けられる。イヌのそれぞれの前 臼歯の歯根は根が２本あった。、５本の歯それぞれに２本の根があるということ は、イヌ１匹あたりで合計１０本の根を評価できる可能性があることを意味する 。実験には、見せかけの手術をした対照は含まれていなかった。バリヤ材料をま ったく使わない歯周欠損部位の外科的処置では、長い結合用上皮が形成され、歯 周付着構造の再生はほとんど、またはまったく起こらないことが詳しく記録され ている（Ｐｆｅｉｆｅｒ他、１９８９年、Ｉｎｔ、Ｊ、Ｐｅｒｉｏ。

Ｒｅ５ｔ、Ｄｅｎｔ、第９巻、２６３−２７３ページ；　Ｍａｇｎｕｓｓｅｎ他 、１９８８年、Ｊ。

Ｐｅｒｉｏｄｏｎｔａｌ、第５９巻、Ｉ−６ページ）。

各生体吸収性部材は、最初に、側面と根尖側が切断されて、この部材が完全に欠 損を覆ってさらに欠損の骨のある周辺部を少なくとも２から３ミリ越えているよ うにした。この部材は、次に、一体化された縫糸を有する丸エツジ部がセメント 質−エナメル質接合部のレベルにきて欠損を完全にカバーするように設！した。

この部材は、一体化された縫糸を用い、スリング縫合技術を利用して歯に結び付 けられた。つまり、部材は丸エツジ部に沿ってしっかりと歯の表面に合わされる ようにして骨の表面に被せられた。この結果、欠損の大きさと部材のこの欠損に 面した表面との間に規定される保護空間かつ（りだされた。ムコ骨膜弁は元の位 置に戻され、切開部位は遮断および垂直マツトレス縫合法（Ｉｎｔｅｒｒｕｐｔ ｅｄ　ａｎｄ　ｖｅｒｔｉｃａｌｍａｔｔｒｅｓｓ　５ｕｔｕｒｅｓ）の組み合 わせによって閉じられた。部材は、弁の軟組織によって完全に覆われるよう注意 をした。

手術の７日後から２日ごとに、クロルヘキシジン（０，１２％）を流す形態の手 術後口内街住処１をイヌに対して行なった。治癒期間中にモニターした臨床パラ メータは、歯肉の健康状態、プラーク指数、材料の露出状態、歯肉の後退、露出 材料の脆化または吸収であった。

イヌの屠殺時期は、手術後２．４．８．１２ｉ１１間であった０屠殺のとき、実 験した歯はひとまとめに除去して、エタノールア０％／蒸留水３０％の定着液に 入れた。定着後、歯はポリ（メチルメチクリレート）に浸し、ライヒャルトーユ ング・ボリヵ、トＳハンマーミクロドームを用いて、それぞれの歯を１５サンプ ル分、６〜８ミクロンの厚さで頬−舌断面について近心−遠心に及ぶ幅でカット し、組織学的に評価した。各歯根の長さが最長で分岐に最も近い位置の断面が評 価の対象として選ばれた。評価に利用できる各歯根の測定パラメータは以下の通 りである： 根尖方向上皮移動（ＥＭ）−上皮の根尖側の端部から歯肉周辺部までの距離 新しい骨（ＮＢ）−処理された歯根の表面の底部から新たに再生した骨の冠状端 までの距離 新しいセメント質（ＮＣ）−処理された歯根の表面の底部から新たに再生したセ メント質の冠状端までの距離欠損の深さく００）−処理された歯根の表面の底部 から歯肉周辺部（再生にとって“危険な”領域）まで。

ＥＭ、ＮＢ、　ＮＣについては、距離の値をＤＯで割って１００を掛け、欠損の 深さに対する割合を得た。それぞれのイヌで利用できるすべての歯根の値を平均 して、各イヌについて値を１つ得た。４週間のイヌの３本の歯根と、８週間のイ ヌの１本の歯根と、１２週間のイヌの３本の歯根については、適当な断面が得ら れなかった。

サンプルの組織学的評価の結果、この実験の生体吸収性部材に対して、このグル ープのポリマーについて文献に報告されている反応と一致する穏やかな慢性炎症 反応を起こしていることが判明した（例えば、Ｍａｔｌａｇａ、Ｂ、Ｆ、、５ａ ｌｔｈｏｕｓｅ、Ｔ、Ｎ、、１９８３年、Ｊ、ＢｉｏｍｅｄＪａｔ。

Ｒｅｓ、第１９Ｓ、３４９−３６５ページを参照のこと）。結合組織繊維は植設 可能な生体吸収性部材の繊維マトリックスに侵入してしまっており、内部成長組 織とそれに隣接する弁の結合組織との間にコラーゲン繊維が固く噛み合っている のがはっきりと見られた。いずれの場合にも、上皮は、植設可能な生体吸収性部 材の丸くなった縁部のまさにその位置、またはその極めて近くに移動してしまっ ていたが、そこは移動が停止していると思われた場所である。さらに、２週間の 間に植設可能な生体吸収性部材の一体化は実質的に完全となり、バリヤをつ（り だした、その証拠は、弁組織と欠損空間の分離平面である。同じ２週間の間で、 欠損空間の肉芽組織は未成熟な様子で、細胞外マトリックスの堆積量が限られて おり、組織のタイプの分化も極めて少なかった。

これ以外の時間スケールでは、植設可能な生体吸収性部材の一体化は吸収プロセ スのために幾分か不完全であった。しかし、組織の成熟は起こっており、新たに 再生された骨とセメント質の量を測定することができた。得られた値が表１に示 されている。

表１ ４週間（Ｎ−７）　８週間（Ｎ−９）　１２週間（Ｎ−７）ＥＭ＝３１％±１０ ％　ＥＭ　−４４％±１３％　ＥＭ　−５２％±２２％ＮＢ　−２７％±１３％ 　１１Ｂ　＝　３０％±１３％　１１Ｂ＝　３２％±１８％ＮＧ　−６５％±１ ５％　ＮＣ−６０％±１１％　ＮＣ−５４％±１７％歯根の表面に沿った上皮の 移動は、１日あたり、０．５＋ｕ＋−１，０＋ｎの速度で進行することが可能で ある。もし妨げられずに進むことが許されるのであれば、上皮は植設可能な生体 吸収性部材の外側に沿って、あるいは歯根の表面に沿って根尖に向けて移動した であろう。

この実験のデータは、上皮の移動が、結合組織繊維の内部成長と植設可能な生体 吸収性部材への付着とによって制限されたことを示している。同時に、植設可能 な生体吸収性部材によって上皮と歯肉結合組織から欠損空間を保護することで、 欠損空間に新しい骨が再生し、歯根に新しいセメント質が再生することが可能と なった。

実施例３ ここでの好ましい態様では、ｄ、　１−ＰＬＡ　：　ＰＧＡの比が５０　：　５ ０から８５　：　１５のコポリマーを細胞閉塞バリヤ形成材料として利用し、歯 周用に使われたときに望ましいインビボ生体吸収率を示すようにする。

この好ましい実施！！様の例が、実施例１の記述に従ってつくられた。

ただし、以下の点が異なっている。

Ａ、直径約２５ミクロンのＰＧＡ短繊維を約３８〜４２ミリグラム利用して、繊 維マトリックスを製造した。

Ｂ、各サンプルは、ｄ、１−ＰＬＡ　：ＰＧＡの比が８５　：　１５．７５　： 　２５．６０　：　４０．５０　：　５０のコポリマーを細胞閉塞バリヤ形成材 料として用いて作製された。

Ｃ，ｄ、Ｉ−ＰＬＡ　：ＰＧＡの比が８５　：　１５．７５　：　２５、または ６０　：　４０のコポリマーを用いた好ましいａ欅のそれぞれは、実施例１に記 載された塩化メチレンの代わりにアセトンを用い、各コポリマーとアセトンの比 を約１：３から１　：　５　（ｗ／ｗ）にした溶液で作製された。

実施例４ 例えば神経の修復など、組織の修復に役立つチューブ状部材が以下のようにして 製造された。

長さ１．５インチ、直径３０ミクロンの一群のＰＧＡ繊維をほぼ平行に並べて約 ０．５インチ幅のストリップ状になるようにし、組織化形状の繊維マトリックス を形成した。ＰＬＡ　：　ＰＧＡが８５　：　１５のコポリマーをアセトン中で 約１　：　５　（Ｗ／Ｗ）の割合になるようにした溶液０．２グラムを繊維から なるこのストリップ上にのせ、実施例１と同様にして、図８の装置中が加熱し、 圧縮した。結果として得られる、はぼ平行な繊維からなる繊維マトリックスを有 する植設可能な生体吸収性部材は、次に長方形の形状に切断された。次いで、こ の部材は直径３．５インチの心棒のまわりに巻き付けられてチューブに成形され たが、繊維が、得られたチューブの内側にあってこのチューブの長手方向軸にほ ぼ平行になっているようにした。この植設可能な生体吸収性チューブの露出した エツジは、約１００°Ｃの温度での圧縮によりこのチューブの外面に封止された 。

実施例５ それぞれの直径が３０ミクロンのＰＧＡ繊維２０ミリグラムをランダムに配置し た構成の単一の層を加えて、第２のチューブ状部材が実施例４の記載に従って製 作された。付加した繊維が最初にリリース面上に置かれ、はぼ平行な繊維からな るストリップが次にランダム配置の繊維からなるこの層の上に置かれ、実施例４ と同じコポリマーと溶媒とからなる溶液がこのマトリックスの上に垂らされた０ 図１について説明したのと同様にして図９の装置を用いて圧縮、加熱が行なわれ た。得られた部材は実施例４と同じようにしてチューブに成形された。

［酊＝了− １ｆ１０ ロゴ＝５− 口！−２ｂ ［酊：ロー ロゴ：］正− ロアツボ「 ・７６ ［ロロＴΣ− 補正書の翻訳文提出書 （特許法第１８４条の８） 平成５年６月　４日

Claims (23)

【特許請求の範囲】
1. １．ａ）第１と第２の対向面を持つ生体吸収性細胞バリヤシート材料と、 ｂ）この生体吸収性細胞バリヤシート材料の第１の対向面に層状に取り付けられ た生体吸収性繊維マトリックスとを備え、哺乳類組織の分離と再生に役立つ植設 可能な生体吸収性部材であって、 繊維マトリックスはこの繊維マトリックスヘの組織の内部成長を可能にし、生体 吸収性細胞バリヤシート材料は組織の通過とさらなる内部成長とを実質的に阻止 し、これらのことによって、細胞バリヤシート材料の第１の対向面に隣接する組 織の繊維マトリックスヘの内部成長と、細胞バリヤシート材料の第２の対向面に 隣接する組織の再生とを分離している植設可能な生体吸収性部材。
2. ２．生体吸収性繊維マトリックスが、生体吸収性細胞バリヤシート材料の第１と 第２の対向面とに層状に取り付けられている請求項１に記載の植設可能な生体吸 収性部材。
3. ３．細胞バリヤシート材料と繊維マトリックスの両方が、ポリ乳酸、ポリグリコ ール酸、ポリ−ｐ−ジオキサン、トリメチレンカルボネート、ポリカブロラクタ ン、ならびにこれらのコポリマーからなるグループから選択された合成生体吸収 性材料からなる請求項１に記載の植設可能な生体吸収性部材。
4. ４．細胞バリヤシート材料と繊維マトリックスの両方が、ポリ乳酸とポリグリコ ール酸のコポリマーで構成されている請求項３に記載の植設可能な生体吸収性部 材。
5. ５．細胞バリヤシート材料がポリ乳酸とポリグリコール酸のコポリマーで構成さ れ、繊維マトリックスがポリグリコール酸繊維で構成されている請求項３に記載 の植設可能な生体吸収性部材。
6. ６．細胞バリヤシート材料が、ポリ乳酸約５０％とポリグリコール酸約５０％の コポリマーで構成されている請求項５に記載の植設可能な生体吸収性部材。
7. ７．細胞バリヤシート材料が、ポリ乳酸約６５％とポリグリコール酸約３５％の コポリマーで構成されている請求項５に記載の植設可能な生体吸収性部材。
8. ８．細胞バリヤシート材料が、ポリ乳酸約８５％とポリグリコール該約１５％の コポリマーで構成されている請求項５に記載の植設可能な生体吸収性部材。
9. ９．繊維マトリックスが、ランダムな非組織化形状の繊維メッシュを備える請求 項１に記載の植設可能な生体吸収性部材。
10. １０．生体吸収性繊維マトリックスが、糸、紡績糸、ネット、ニット、織物、レ ース、フェルトからなるグループから選択された組織化形状の繊維メッシュを備 える請求項１に記載の植設可能な生体吸収性部材。
11. １１．細胞バリヤシート材料が多孔性であり、サイズが組織の通過と内部成長を 実質的に阻止するのに十分な小ささの空孔を有する請求項１に記載の植設可能な 生体吸収性部材。
12. １２．植設可能な生体吸収性部材に取り付けられた縫糸が組み込まれている請求 項１に記載の植設可能な生体吸収性部材。
13. １３．植設可能な生体吸収性部材に取り付けられた縫糸が組み込まれている請求 項２に記載の植設可能な生体吸収性部材。
14. １４．植設可能な生体吸収性部材が内面と外面を有するチューブに成形され、細 胞バリヤシート材料がこのチューブの外面を形成し、繊維マトリックスがこのチ ューブの内面を形成する請求項１に記載の植設可能な生体吸収性部材。
15. １５．チューブが長手方向軸を持ち、繊維マトリックスが、チューブのこの長手 方向軸にほぼ平行な組織化形状の繊維からなる請求項１４に記載の植設可能な生 体吸収性部材。
16. １６．植設可能な生体吸収性部材が、抗生物質、抗菌物質、成長因子、分化因子 、細胞接着因子からなるグループから選択された物質を含浸される請求項１に記 載の植設可能な生体吸収性部材。
17. １７．細胞バリヤシート材料に層状に取り付けられた繊維マトリックスを備える 植設可能な生体吸収性部材を用いて歯周組織を再生させる方法であって、 ａ）歯肉組織と歯周欠損部の間に切れ目を入れ、ｂ）植設可能な生体吸収性部材 を、繊維マトリックスが歯肉組織に隣接するようにして切れ目の中に配置し、こ の植設可能な生体吸収性部材が歯肉組織と歯周欠損部とを分離して歯肉組織に妨 げられずに歯周組織が再生できるようにし、 ｃ）切れ目を閉じる 操作を含む方法。
18. １８．細胞バリヤシート材料に層状に取り付けられた繊維マトリックスを備える 植設可能な生体吸収性部材を用いて骨の欠損部を修復する方法であって、 ａ）骨の欠損部を露出させ、 ｂ）植設可能な生体吸収性部材を繊維マトリックスが上記の隣接する組織の側に くるようにして骨の欠損部に被せるように配置して、骨の欠損部に隣接する組織 を分離し、かつ骨の欠損部の近傍に空間を確保し、 ｃ）骨の欠損部に被せた植設可能な生体吸収性部材を固定する操作を含む方法。
19. １９．細胞バリヤシート材料に層状に取り付けられた繊維マトリックスを備える 植設可能な生体吸収性部材を用いて軟組織の表面に起こる軟組織の癒着を防止す る方法であって、軟組織上で軟組織の癒着が起こる可能性の高い地点に植設可能 な生体吸収性部材を配置する操作を含む方法。
20. ２０．細胞バリヤシート材料に層状に取り付けられた繊維マトリックスを備え、 かつ両端が開放されたチューブの形状を有する植設可能な生体吸収性部材を用い て神経の端部を修復する方法であって、ａ）切れ目を入れて神経の端部を露出さ せ、ｂ）神経の端部をチューブの開放端の中に配置し、ｃ）付着手段によってチ ューブを神経の端部に付着させ、ｄ）切れ目を閉じる 操作を含む方法。
21. ２１．細胞バリヤシート材料の片側に層状に取り付けられた繊維マトリックスを 有する植設可能な生体吸収性部材を製造する方法であって、 ａ）少なくとも１種の生体吸収性ポリマーと溶媒との溶液を形成し、 ｂ）この溶媒に実質的に溶けない繊維マトリックスを、加熱された第１のリリー ス面の上に配置し、 ｃ）上記溶液をこの繊維マトリックス上に導入し、ｄ）第１のリリース面と、対 向する第２のリリース面との間で、繊維マトリックスと溶液とを、第１のリリー ス面から熱を加えて溶媒の沸点よりも高い温度にして溶媒を蒸発させながら圧縮 し、ｅ）圧縮を解除し、植設可能な生体吸収性部材を加熱可能な第１のリリース 面と、対向する第２のリリース面の間から除去するステップを含む方法。
22. ２２．対向する第２のリリース面がローラである請求項２１に記載の方法。
23. ２３．加熱された第１のリリース面がローラである請求項２２に記載の方法。