以下、本発明の実施形態について図面を� ��照しながら説明する。

 図1には、本実施形態に係る生体組織形成 維持装置の概略構成図が示されている。この 図において、生体組織形成維持装置10は、生� ��組織を構成する細胞を所定の細胞培養液を� ��って培養することで、当該生体組織を自己� ��成するための装置である。なお、以下にお� ��て、生体組織形成維持装置10は、血管を構� �する各種細胞(平滑筋細胞、線維芽細胞及び� ��皮細胞)を培養することで、人体内の動脈血 管を自己形成するための装置として説明する 。ここで、前記細胞培養液は、血管を構成す る前記各種細胞を培養可能な公知の溶液が用 いられる。

 前記生体組織形成維持装置10は、公知の� �送気装置11と、この吸送気装置11に繋がると� ��もに、前記細胞培養液に拍動流を与えるポ� ��ウレタン製の拍動ポンプ12と、この拍動ポ� �プ12から吐出した細胞培養液が拍動ポンプ12� ��戻るように回路構成された循環路13と、当� �循環路13の途中に設けられた細胞培養部14A及 びガス交換部14Bとを備えて構成されている。

 前記吸送気装置11は、拍動ポンプ12に対し て吸送気可能に設けられた公知の構造を備え たものであり、ここでは、詳細な説明を省略 する。

 前記拍動ポンプ12は、その内部に旋回渦� �を発生させ、吐出時に拍動流を生成可能な� �ンプである。すなわち、この拍動ポンプ12は 、図2に示されるように、流入ポート15及び流 出ポート16が形成されたほぼ円錐状の外形を� ��す中空の上部構成体17と、この上部構成体17 の下方に位置するとともに、ほぼドーム状の 外形をなす中空の下部構成体18と、これら各� ��成体17,18の内部空間S1,S2を仕切る可撓性のダ イアフラム20とを備えて構成されている。こ� ��で、前記流入ポート15は、上部構成体17の周 壁に連なる図2中右端側位置に設けられ、流� �ポート16は、上部構成体17の頂部側となる図2 中上端側位置に設けられている。

 前記下部構成体18には、吸送気装置11に繋 がる通気口22が設けられており、下側の内部� ��間S2内には、圧縮空気が所定のタイミング� �交互に吸送気されるようになっている。こ� �ように、内部空間S2内に圧縮空気が吸送気さ れると、ダイアフラム20の変位によって、上� ��の内部空間S1内の容積が増減し、これによ� �て、流出ポート16から吐出される細胞培養液 に拍動流を生じさせる。この際、上側の内部 空間S1内では、図2中破線で示されるように、 流れの停滞域が発生し難い旋回渦流が発生す るようになっている。なお、特に限定される ものではないが、本実施例においては、内部 空間S2内に供給される空気の圧力(陽圧)は、14 0mmHg~260mmHg程度に設定される一方、内部空間S2 内から吸引される空気の圧力(陰圧)は、-30mmHg ~-50mmHg程度に設定される。

 前記循環路13は、図1に示されるように、� ��動ポンプ12により吐出された細胞培養液を� �動ポンプ12に戻すことで細胞培養液を循環可 能な流路構成となっている。すなわち、循環 路13は、拍動ポンプ12の流出ポート16と細胞培 養部14Aとの間に繋がるコンプライアンスチュ ーブ24と、細胞培養部14Aの下流側に繋がる第1 の接続チューブ25と、第1の接続チューブ25の� ��流側に繋がる第1の接続ポンプ26と、第1の接 続ポンプ26とガス交換部14Bとの間に繋がる第2 の接続チューブ27と、第2の接続チューブ27の� ��中に設けられ、細胞培養液に流れ抵抗を付� ��する抵抗付与手段28と、ガス交換部14Bの下� �側に繋がる第3の接続チューブ29と、第3の接� ��チューブ29の下流側に繋がる第2の接続ポン� ��31と、第2の接続ポンプ31と拍動ポンプ12の流 入ポート15との間に繋がる第4の接続チューブ 33とを備えて構成されている。以上の各チュ� ��ブ及びポンプ24~33間の接続には公知のコネ� �タCが用いられている。

 前記コンプライアンスチューブ24は、拍� �ポンプ12の流出ポート16から吐出した細胞培� ��液の脈圧の振幅調整を行うコンプライアン� ��手段として機能する。このコンプライアン� ��チューブ24は、ガス透過性のある樹脂材料� �よって形成されており、その肉厚を変える� �とで細胞培養部14Aに供給される細胞培養液� �脈圧の振幅調整を行える軟質材料、例えば� �セグメント化ポリウレタンやシリコン等に� �り形成されている。本実施形態では、細胞� �養部14Aに供給される細胞培養液の脈圧の振� �として、成人に近似するように、例えば、� �均脈圧(100mmHg)の±20mmHgに設定される。なお、 平均脈圧は、この成人の状態から胎児の状態 (40mmHg)の程度まで任意に調整可能である。

 前記第1~第4の接続チューブ25,27,29,33は、� �に限定されるものではないが、塩化ビニル� �よって形成されている。また、拍動ポンプ12 の出口側と入口側には、図示省略した逆止弁 が設けられ、細胞培養液を逆流させずに図1� �実線の矢印方向に確実に循環させるように� �っている。

 前記第1及び第2の接続ポンプ26,31は、前記 拍動ポンプ12と同一の構成を備えたポンプが� ��いられており、拍動ポンプ12に対して同一� �しくは同等の構成部分については同一符号� �用いて説明を省略する。なお、各接続ポン� �26,31においても、流入ポート15から細胞培養� ��が流入して当該細胞培養液が流出ポート16� �ら排出される向きで取り付けられる。また� �各接続ポンプ26,31の各通気口22は外部に開放� ��ており、細胞培養液の流れに応じて前記ダ� ��アフラム20(図2参照)が変位するようになっ� �いる。ここで、循環路13内に充填される細胞 培養液は、当該循環路13が許容する最大充填� ��よりもやや少ない量となっており、これに� ��って、各接続ポンプ26,31のダイアフラム20の 変位で細胞培養液に圧力損失を生じさせるダ ンパー効果が付与される。従って、接続ポン プ26,31は、細胞培養液が下流側に向って次第� ��液圧を減衰させる圧力減衰手段として機能� ��る。本実施形態では、第2の接続ポンプ31を� ��過して第4の接続チューブ33を流れる細胞培� ��液の液圧が、人体の左心房圧に相当する略1 0mmHgになるように設定されている。

 前記抵抗付与手段28は、人体の末梢抵抗� �想定して第2の接続チューブ27の途中一箇所� �設けられたものであって、簡略的に図示し� �いるが、第2の接続チューブ27を締め付ける� �ンチ状部材により構成されている。つまり� �抵抗付与手段28による第2の接続チューブ27の 締め付けにより、拍動ポンプ12が拍動しても� ��2の接続チューブ27より上流側の細胞培養液� ��最低圧力が0mmHgとならず、人体の動脈内の� �液の流れに擬似させるようになっている。� �こで、第2の接続チューブ27に対する締め付� �具合により、第2の接続チューブ27より上流� �の細胞培養液の平均脈圧を所定値に調整す� �ことができ、本実施形態では、当該平均脈� �として、人体の平均圧力に略相当する100mmHg� ��度に調整されている。なお、抵抗付与手段2 8としては、前述したピンチ状部材の他に、� �述した作用を奏する限りにおいて、可変絞� �等他の部材を採用することもできる。

 前記細胞培養部14Aは、内部空間Sが形成さ れた中空の容器本体36と、内部空間Sから容器 本体36の外部にそれぞれ開放する第1、第2、� �3及び第4の開放路38,39,40,41とを備えて構成さ� ��ている。

 前記容器本体36は、各開放路38~41を除いて 、内部空間Sが外側から閉塞される構造とな� �ており、当該内部空間Sには、細胞培養液が� ��填され、当該細胞培養液に培養対象なる前� ��細胞を保持する中空管状の細胞保持体Hが浸 漬した状態で配置される。この細胞保持体H� �、前記細胞の足場となる管状の基材の内外� �側に細胞を付着させることで形成される。

 前記第1の開放路38は、コンプライアンス� ��ューブ24に繋がっており、第2の開放路39は� �第1の接続チューブ25に繋がっている。これ� �第1及び第2の開放路38,39には、細胞保持体Hが 接続されるようになっており、当該接続状態 では、第1及び第2の開放路38,39の内部と細胞� �持体Hの中空部分(空間部分)である内部とが� �部に漏れなく連通することになる。従って� �コンプライアンスチューブ24から第1の開放� �38に流入した拍動状態の細胞培養液は、細胞 保持体Hの内部を通って、第2の開放路39から� �2の接続チューブ25に流出することになる。� �のため、第1及び第2の開放路38,39は、循環路1 3を流れる細胞培養液が細胞保持体Hの内部を� ��って循環路13に戻る第1の流路を構成する。

 前記第3及び第4の開放路40,41には、第3及� �第4の接続チューブ29,33の所定部位間をバイ� �スさせるバイパス路43に繋がっている。この バイパス路43は、これら開放路40,41のうちの� �1中左側の第3の開放路40及び第3の接続チュー ブ29の途中部分の間に接続された第1のバイパ スチューブ45と、同右側の第4の開放路41及び� ��4の接続チューブ33の途中部分の間に接続さ� ��た第2のバイパスチューブ46とからなる。第2 のバイパスチューブ46の途中には、バイパス� ��ポンプ48が設けられており、当該バイパス� �ポンプ48の駆動により、図1中破線矢印方向� �も細胞培養液が流れるようになっている。� �なわち、第3の接続チューブ29を流れる細胞� �養液の一部が第1のバイパスチューブ45を通� �て、第3の開放路40から容器本体36の内部空間 Sに供給され、第4の開放路41から第2のバイパ� ��チューブ46を通って、第4の接続チューブ33� �途中で流出するようになっている。従って� �第3及び第4の開放路40,41は、循環路13を流れ� �細胞培養液が細胞保持体Hの外側を通って循� ��路13に戻る第2の流路を構成する。なお、こ� ��で述べた各チューブ29,33,45,46の接続につい� �も、前記コネクタCが用いられている。

 このような構成により、細胞保持体Hの内 側には、圧力の高い上流側のコンプライアン スチューブ24からの細胞培養液が流れる一方� ��、当該部位を流れる細胞培養液よりも減圧� ��れた細胞培養液が、下流側の第3の接続チュ ーブ29から細胞保持体Hの外側に流れることに なる。つまり、前記細胞培養部14Aに保持され た細胞保持体Hは、その内部と外部との間で� �れぞれ流れる細胞培養液に、圧力差が発生� �ることになる。

 前記ガス交換部14Bは、図3に示されるよう に、細胞培養液Fが収容される内部の収容空� �Aを備えた箱型の容器状に設けられている。� ��ス交換部14Bの側面側には、内部空間Aにそれ ぞれ連通して第2及び第3の接続チューブ27,29� �接続される液流入ポート50及び液流出ポート 51が設けられている。これらポート50,51を通� �て、細胞培養液Fが、第2の接続チューブ27か� ��ガス交換部14Bの収容空間A内に取り込まれて 第3の接続チューブ29に流出する。なお、収容 空間A内では、その上部に隙間を確保した状� �で細胞培養液Fが収容されるようになってい� ��。また、ガス交換部14Bの上面側には、外部� ��らガスを収容空間A内に取り込むための給気 用ポート53と、ガスを収容空間Aから外部に排 出するための排気用ポート54と、細胞培養液F の交換時に当該細胞培養液Fを収容空間A内に� ��出入させるための液交換用ポート55,55とが� �けられている。

 前記給気用ポート53には、図示省略した� �スボンベ等が繋がっており、当該ガスボン� �から、濃度制御された酸素、二酸化炭素、� �素等を含む混合ガスがガス交換部14Bの収容� �間Aに供給され、細胞培養液FのpH値(例えば、 pH7.0~8.0)を所望の値に調整するようになって� �る。このpH値は、作成する血管や組織に応じ て調整することができる。なお、前記液交換 用ポート55は、細胞培養液Fの交換時以外は、 ガス交換部14Bの外側から収容空間A内に空気� �入らないように閉塞されている。

 次に、前記生体組織形成維持装置10を使� �た血管の形成の手順について、当該生体組� �形成維持装置10の作用とともに説明する。

 細胞培養部14Aにセットされる細胞保持体H としては、前記細胞の足場となる基材が多層 に巻かれて形成された管壁の内層部分に平滑 筋細胞が付けられ、当該管壁の外層部分に線 維芽細胞が付けられ、管壁の内周面に内皮細 胞が付けられたものが用いられる。ここで、 基材としては、ポリグリコール酸やポリεカ� ��ロラクトン等、加水分解可能な体内分解吸� ��性高分子が用いられる。

 細胞保持体Hが細胞培養部14Aにセットされ た状態で、循環路13内を細胞培養液で満たし� ��拍動ポンプ12を駆動させて生体組織形成維� �装置10を作動させる。この作動状態において 、拍動ポンプ12から吐出された細胞培養液は� ��人体の大動脈内での血液の流れに相当する� ��動流が付与され、コンプライアンスチュー� ��24を通過し、細胞培養部14Aの第1の開放路38� �ら細胞保持体Hの内部を通って、第2の開放路 39から第1の接続チューブ25に流れ出る。そし� ��、以降、細胞培養液は、次第に減圧しなが� ��、第2~第4の接続チューブ27,29,33を流れ、最� �的に人体の静脈に近い流れ状態となって拍� �ポンプ12に戻る。ここで、バイパス用ポンプ 48が同時に駆動し、第3の接続チューブ29を流� ��る細胞培養液の一部がバイパス路43内を流� �る。つまり、第3の接続チューブ29を流れる� �胞培養液の一部は、第1のバイパスチューブ4 5を通って細胞培養部14A内における細胞培養� �Hの外側となる内部空間Sに流れ、第2のバイ� �スチューブ46を通って第4の接続チューブ33に 流れる。ここで、バイパス路43を流れる細胞� ��養液の圧力は、特に限定されるものではな� ��が、5mmHg~10mmHg程度となるように、抵抗付与� ��段28の締め付け具合や第1及び第2のバイパス チューブ45,46の形状、材質等により調整され� ��いる。従って、平滑筋細胞、線維芽細胞及� ��内皮細胞からなる血管細胞が付着している� ��胞保持体Hは、その内部と外部とで流れ状態 の異なる細胞培養液にさらされながら、血管 細胞が培養されることになる。具体的に、細 胞保持体Hの内側は、人体の動脈流に近い拍� �流状態で細胞培養液が流れることになり、� �胞保持体Hの外側は、人体の血管の外側の胸� ��内圧力に近い圧力で細胞培養液が流れるこ� ��になる。また、ガス交換部14Bでは、例えば� ��二酸化炭素の濃度が5%程度、酸素の濃度が0. 1%程度の混合ガスが所定のタイミングで供給� ��れ、細胞培養液のpHが、循環過程で、動脈� �の血液のpHに相当する7.3~7.5に維持されるよ� �になっている。これにより、人体内に存在� �る動脈血管とほぼ同じような状態で、細胞� �養液を使って血管細胞を培養することがで� �、あたかも人体内で組織を再生させたかの� �うな状態を作り出すことができる。

 以上、本発明者らの実験によれば、前述� ��た条件で、約2週間、途中、細胞培養液を適 宜新しいものに交換しながら、当該細胞培養 液の流量を成人の血流量に相当する0.5l/minま� ��次第に増加させて前記生体組織形成維持装� ��10を動作させると、基材が加水分解されな� �ら血管細胞から組織が形成されていき、長� �5cm、内径6mm、厚さ2mmの血管様組織が得られ� �。このようにして得られた血管様組織は、� �脈血管に相当する内径、厚みを備えており� �従来不可能であった人工物をほぼ含まない� �粋な動脈血管を人工的に形成することがで� �た。

 従って、このような実施形態によれば、� ��来不可能であった厚さmmオーダーの血管様� �織を細胞培養によって作り出すことが可能� �なった。

 なお、前記実施形態では、血管を構成す� ��細胞を培養することで、動脈血管を自己形� ��する装置として本発明を適用しているが、� ��発明の装置はこのような用途に限定される� ��のではない。つまり、例えば、静脈血管を� ��己形成する場合には、静脈血管を流れる血� ��状態に相当する循環路13の部分つまり第3の� ��続チューブ29の途中に細胞培養部14Aを配置� �、細胞保持体H内を流れる細胞培養液の流れ� ��態を実際の血流状態と同じにした上で、ガ� ��交換部14Bで、注入される混合ガスの成分を� ��整することにより、細胞培養液のpH値を、� �際の静脈内を流れる血液のpH値に合わせれば よい。その他、本装置を使って、血管のみな らず、他の臓器等の生体組織の作成に適用す ることも可能である。この場合、管状、袋状 、弁状等、細胞培養液が通過できる空間部分 を備えた基材に、所望の生体組織の細胞を付 着させることで中空の細胞保持体Hを形成し� �当該細胞保持体Hの内外の細胞培養液のpHや� �れ状態を、前記生体組織が通る血管内の血� �の状態やその周囲に状態に基づいて適宜調� �することで、生体組織の人工的な作成が期� �できる。

 また、前記実施形態において、ガス交換� ��14Bは、第2及び第3の接続チューブ27,29の間に 配置しているが、細胞培養液のpHが調整でき� ��限りにおいて、循環路13のどこに配置して� �よい。

 更に、最初は、細胞保持体Hと第1及び第2� ��開放路38,39との接続部分の接続状態を緩く� �、当該接続部分を通じて細胞保持体Hの内部� ��ら細胞培養液が漏れるようにしておき、一� ��時間後、当該漏れがないように、前記接続� ��態を強固にしてもよい。このようにすると� ��細胞保持体Hの前記接続部分にも細胞培養液 を行き渡らせることができ、細胞保持体Hに� �ける細胞培養状態のムラを少なくすること� �できる。

 また、人工的に形成された生体組織或い� ��移植用等の生の生体組織を細胞保持体Hに保 持し、細胞培養液や人工血液等を使って生体 組織形成装置10を前述のように動作させると� ��体外で生体組織の機能を維持した状態で当� ��生体組織を保存することができる。

 その他、本発明における装置各部の構成� ��図示構成例に限定されるものではなく、実� ��的に同様の作用を奏する限りにおいて、種� ��の変更が可能である。