JPH0298352A - 内シャント用人工血管 - Google Patents

Abstract

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

Description

【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は、人工血管に関する。さらに詳しくは、人工血
液透析を始めとする血液体外循環用内シャント式ブラン
ドアクセス作製に好適な人工血管に関する。

（従来の技術） 不治の病と言われていた腎不全患者に対して、透析器を
用いた人工透析療法が定着し、腎不全患者の生存率は年
々延長している。慢性透析療法を施行するに当り、患者
より血液を導き出し、透析器を介して、老廃物を透析除
去し返血する血液の出入口は、ブラッドアクセスと呼ば
れる。このブラッドアクセスには、種々の種類（第１表
参照）があり、治療目的や対象患者の状態によりそれぞ
れの方法が選択されるが、慢性透析患者に対しては患者
の行動上の制限あるいは管理上の問題から、主に患者の
皮下に動静脈吻合を作る内シャントが使用されている。

内シャントは、患者自身の末梢動静脈吻合、自家静脈移
植、人工血管移植等により造設される。通常は患者自身
の血管を用いるが、近年高齢の患者あるいは糖尿病性腎
症を持った患者が増加し１、患者自身の血管を用いた内
シャント造設がおこなえない場合が認められている。こ
のような患者においては、動脈硬化による将来のＡＣバ
イパス術も有り得るため、自家静脈移植を行うことがで
きず、人工血管移植を行なわなければならない、また、
内シャント造設による他の血管の圧迫ないし閉塞を防止
するためにも、長さおよび径が自由に選択できる人工血
管移植がおこなわれている。

（発明が解決しようとする問題点） 第２表に、ブラッドアクセスとして用いられるグラフト
を記した。このうち、入手しやすさ、太さおよび長さの
選択が自由であることなど比較的取扱やすいという理由
から、現在では主にＥ−ＰＴＦＥ製のグラフトが用いら
れている。しかしながら、この延伸ポリテトラフルオロ
エチレン（ＥＰ　Ｔ　Ｆ　Ｅ）人工血管には、いくつか
の問題点が認められている。すなわち、第一に、移植後
の血漿漏洩と漿液腫の発生であり、第二に、剛直なＥ−
ＰＴＦＥを素材として用いているため、透析療法に当た
って穿針時に穿針部位に大きな穴が生じてしまい、この
穿針部位に血栓の発生、内膜の肥厚、栓塞等が生しやす
いということである。また、この穿針により離断した部
位に動脈瘤の発生も認このように、従来使用されている
人工血管は、穿針により大きな影響を受けるので、これ
を改良し、穿針に耐え得る人工血管の開発を考えるに至
った。すなわち、穿針に耐える人工血管の条件としては
、 ＋ｌ）穿刺時に針による…傷部位ができるだけ小さいこ
とが望ましく、このため穿針による内膜の肥厚、栓塞が
生じない、 （２）穿針抜去後の針穴が小さく、軽い押圧により速や
かに止血する、 （３）穿針により離断された繊維が原因で、はつれ、破
裂等が生じない。

（４）周囲生体組織との結合が強固で、穿針後血腫を形
成しない、 ことなどが挙げられる。

前述の様な従来のブラッドアクセス用（シャント用）人
工血管の欠点を改良し、穿針に耐える人工血管として、
少なくとも血液接触面をポリウレタン又はポリウレタン
ウレアで構成した人工血管で壁内にポリエステル繊維を
［％したチューブ状の補強材を配してなる人工血管（特
開昭６２５３５４号公報参照）が提案されている。しか
し、この人工血管においてはポリエステル繊維をＷ織し
たチューブ状の補強材により穿針抵抗が大きくなること
が考えられる。

また、穿針耐性を上げることを目的としていないが、エ
ラストマー製の人工血管のコンプライアンスおよび応力
−歪曲線を生体血管に近似させようとして多孔性エラス
トマー管状体の一部に繊維で構成された管状物を複合さ
セた人工血管も提案されている（特開昭６１−１７６３
５３号公報特開昭６１−１８５２７１号公報、特開昭６
１２４４３４５号公報参照）。さらに、これと同じ技術
を用いて高圧蒸気滅菌可能な人工血管の提案もなされて
いる（特開昭６２−６４３６１号公報参照）。

しかしながら、これらの提案においては多孔性を得るた
めに成形時に造孔剤を用いる。このため、成形後これら
が除去不十分であれば生体に悪影響を及ぼすことが考え
られる。

また、近年、合成人工血管においては開存性に対する有
孔性（透水率）の重要性が認識されてきている。即ち、
抗血栓性にすぐれたセグメント化ポリウレタンを用いて
人工血管を製造しても透水率が低いものは開存性に劣る
という指摘がなされている。

しかるに、前記提案においては、透水率を上げ組織の侵
入が容易な人工血管を得ることは困難である。また透水
率を上げようとすると管壁が極端に弱くなり補強を強化
することが必要である。これは、穿針抵抗の増加につな
がるものである。

本発明の目的は前記欠点を解消し、十分な有孔性（ｉ３
水率）を有し、穿針が容易でかつ顧問の穿針に耐える内
シャント用人工血管として最適の人工血管を堤供するこ
とにある。

（問題点を解決するための手段） すなわち本発明は、ポリウレタン弾性繊維が相互に接合
された多孔性の管状体であって、該管状体の管壁の一部
に繊維よりなる被覆層を有し、かつ穿針後漏水量が２０
０ｍ／／分以下である内シャント用人工血管である。

（作用） 本発明の人工血管に適用するポリウレタン弾性繊維は、
公知の熱可り性ポリウレタン弾性体よりなる繊維であり
、分子量５００〜６，０００のポリオール、例えばジヒ
ドロキシポリエーテル、ジヒドロキシポリエステル、ジ
ヒドロキシシリコーン、ジヒドロキシポリカーボネート
、ジヒドロキシポリエステルアミド、またはこれらのプ
ロ・７り共重合体等、分子量５００以下の有機ジイソシ
アネート、例えばｐ、ｐ’　−ジフェニルメタンジイソ
シアノート、トリレンジイソシアネート、イソホロンジ
イソシアネート、２．６−ジイツシア不−トメチルカプ
ロエート、ヘキサメチレンジイソシアネート、ジシクロ
ヘキシルメタンジイソシア不−ト、メタキシリレンジイ
ソシアネート等と、鎖伸長剤、例えば水、ヒドラジン、
ジアミン、グリコール等との反応により得られるポリマ
ーからなる繊維である。これらのポリマーのうち特に良
好なものは、ポリオールとしてポリテトラメチレングリ
コール、ポリテトラメチレングリコールとシリコーンの
ブロック共重合体またはポリエチレングリコールとシリ
コーンのブロック共重合体を用いたポリマーである。ま
た有機ジイソシアネートとしてはｐ、ｐ’　−ジフェニ
ルメタンジイソシアネートが好適である。また、鎖伸長
剤としてはグリコールが好適で、１．４−ブタンジオー
ルまたはビス−β−ヒドロキシエトキシベンゼンが特に
好適である。

本発明による人工血管の基本構造は、上記ポリウレタン
弾性繊維の集合体がその接触点において相互に接合され
てなる多孔性の管状体である。

この基本となる管状体は種々の方法によって製造できる
が、−例を挙げると、例えばつぎのような方法がある。

ｔｌｌ熱可塑性ポリウレタン弾性体を溶融紡糸後、高温
気体を噴流し、細化して得られた実質的に連続したフィ
ラメントをシート状に積層し、積層されたフィラメント
の接触点を該フィラメント自体により接合されたポリウ
レタン弾性繊維不織布を８棒に積層して加熱成形して管
状体を形成させる方法（特開昭６１．−１３６，０８５
号公報参照）。

（２）ポリウレタンよりなる繊維形成重合体を含有する
液体組成物を静電気的に紡糸して繊維を形成させ、この
ようにして形成された繊維を形付き成形具上に補集する
ことにより管状体を形成させる方法（特開昭５２−１１
０．９７７号、特開昭５４１５１．６７５号、特開昭５
９−１１．８６４号および特開昭６０−１９０，９４７
号の各公報参照）。

（３）芯捧上にポリウレタン弾性繊維を押出しながら該
８棒を回転させて巻取ることにより管状体を形成させる
方法（特開昭５８−１５７，４６５号公報参照） （４）ポリマー溶液をノズルを通してスプレーすること
により単繊維を形成させ、このＩｌｌ、繊維を８棒に巻
きつけて管状体を形成させる方法（特開昭５９１８１．
１４９号公報参照） （５）その他の方法。

しかして、前記方法のうち、＋１１の方法が最も好まし
い。

本発明による人工血管は前記ポリウレタン弾性繊維が相
互に接合された多孔性の管状体の管壁の一部に繊維より
なる被ｉｍを有する０本発明にいう管状体の管壁の一部
とは、管状体の管壁の内部のみならず内面、外面をも含
む、即ち、被覆層は外面および／または内面に位置して
いても良い。

顧問の穿針後も高い強力を維持するためには、被覆層は
管状体と強固に一体化していることが好ましい、また、
穿針による被覆層の繊維の切断、はつれの発生を考慮す
ると、これらが血流にさらされないことが好ましい。こ
れらの事情を勘案すれば被覆層が管壁の内部に存在する
ことが好ましい。

本発明の被覆層を構成する繊維は、生体に対して支全て
かつ生体内劣化性が低く、滅菌可能でありかつ目的とす
る被覆層を形成できるものであれば特に限定されない。

しかし、加工性、入手の容易さ、しなやかさ、均一性な
どの点からすると再生繊維、半合成繊維、合成繊維が好
ましい、具体例としては、セルロース系、蛋白質系、ポ
リアミド系、ポリエステル系、ポリウレタン系、ポリエ
チレン系、ポリプロピレン系、ポリ塩化ビニル系、ポリ
塩化ビニリデン系、ポリアクリル系、ポリビニルアルコ
ール系、ポリフルオロエチレン系、ポリビニルアルコー
ル系などの繊維があげられる。

これらのうちでは、ポリウレタン弾性繊維、ポリエステ
ル弾性繊維のように繊維自体が伸縮性を有するものや、
ウーリーナイロン、ウーリーポリエステルに代表される
高高加工糸や、ゴムあるいは弾性糸を芯として他の紡績
糸あるいはフィラメント糸を巻きつけたカバード糸の様
な伸縮性を有するものが管状体の伸縮特性を損なわない
ので通しており、さらに、管状体を構成するポリウレタ
ン弾性繊維と同じ繊維または該繊維とほぼ同じ軟化点を
有するポリウレタン弾性繊維が好適である。

この理由は前述した最も好ましい製造方法（特開昭６１
−１３６，０８５号公報参照）を用いて本発明の人工血
管を製造する際、加熱処理によってより強固に一体化す
るので、人工血管の強度が向上し、穿針後も高い強度を
維持できるからである。

また、一方体体内において長期安定であるポリエステル
繊維、ポリ−４−フン化エチレン繊維、ポリエチレン繊
維、ポリプロピレンＩｌｉ維が強度向上効果が大きいの
で好ましく、さらにこれらのうちでは管状体との接着一
体化という点でポリエステル繊維が最も好ましい。

本発明の被覆層は前記繊維よりなる糸条、あるいはこれ
ら糸条の少なくとも、１種以上を用いた織物、編物、組
物あるいは前記繊維よりなる不織布あるいはこれらを組
み合わせたものである。

管状体との一体化という点では、前記被覆層のうち糸条
、目の粗い織物または編物が適しており、なかでも管状
体の最も好ましい製造方法である前記の不織布積層加熱
成形法においては、各不織布層の密着化及び、透水率の
調節がはがれるという点において、糸条により被覆層を
形成するのが最適である。糸条による被覆層の形成は前
記製造法においては、８棒へのポリウレタン弾性繊維不
織布の積層中に少なくとも１回糸条をらせん状に巻き付
は加熱成形するか、又は不織布を少量積層した後−旦加
熱成形しその上から糸条をらせん状に巻き付け、さらに
不織布を積層し加熱成形することにより達成される。従
って、被ＩＩｉ！層は１層以上の複雑層の存在も可能で
ある。

本発明の人工血管は、前記多孔性の管状体よりなり穿針
後面水量が２００ｍ１７分以下であることを特徴とする
。この穿針後面水量とは、次のように定義される看であ
る。すなわち、給水装置により内腔が水で１２０ｍｍＨ
ｇに加圧された有効長５ｃｍの人工血管片を３７℃の恒
温水槽に浸し、これを漏水しないように穴を詰めた１４
Ｇプラスチツク外套付留置針にて侵入角３０°で針が先
端より２ｃｍまで人工血管内に入るように穿針し５時間
放置する。この時、針で人工血管の対壁に傷をつけない
ように注意する。５時間後、恒温水槽より取り出して抜
針する。抜針後針穴から漏出する水の量を測定し、抜針
直後から１分間に漏出した水の量をもって穿針後面水量
という。なお、多孔性の人工血管の場合、前もって犬、
牛等の血液でブレクロノティングを施したものを用いる
。また、給水装置は１２ＱｍｍＨｇで２０００ｍＪ！／
分以上の能力を有するものを用いる。穿針後面装置は、
２００ｍ１／分以下であれば内シャントとして用いた場
合、抜針後の止血性が十分であるが、さらに１５０ｍ１
／分であればより良好な止血性を有し、さらに１００ｍ
１／分以下であれば万全である。穿針後漏水量が２００
ｍ１／分より大きいと内シャントとして用いた場合、止
血性が低下する。

本発明の人工血管を構成するポリウレタン弾性繊維の平
均直径はモノフィラメントとして３０ミクロン以下が好
ましく特に５〜２０ミクロンが好適である。繊維の平均
直径が３０ミクロンを越えると人工血管内壁の粗度が大
きくなり、血栓が生成しやすくなるとともに管全体の柔
軟性が低下する。さらに、穿針時の抵抗も増加し、穿針
困難になることもある。また、該ポリウレタン弾性繊維
の１００％伸長回復率は５０％以上、好ましくは８５％
以上、さらに好ましくは９０％以上、最も好ましくは９
５％以上である。さらに、本人工血管の見掛は密度は０
．３〜０．８　ｇ　／　ｃ　ｍ　’であることが好まし
く、さらに０．５〜０．８Ｂ／ｃｍ３であることが好ま
しい、すなわち、見掛は密度が０．８ｇ／ｃｍ’を越え
る場合には穿針が困難となり、０．３ｇ／Ｃｍ’未満の
場合には強度が不足する。

本人工血管の内腔の直径は特に規定するものではないが
２〜２０ｍｍ、好ましくは３〜１０　ｍ　ｍ、壁の厚み
は０．２〜３ｍｍ、０．４〜１．５ｍｍであることが特
に好ましい。

本発明において「多孔性の管状体」とは、繊維間の空隙
により構成され、Ｉ：Ｊ通孔をその壁面に多数有してい
る管状体を言う、管状体の多孔性は、−Ｓには孔径分布
と気孔率で表わせるが、人工血管の場合透水率で表現す
るのが一般的でありかつ実際的でもある。ｉ３水率とは
、１２０ｍｍ１ｇの圧力下で人工血管の管壁１ｃｍ”　
当り１分間に通過する水ｊｌ（ｍｌ）をいう０本発明に
おいては、この透水率は使用する不織布の繊維径、厚さ
、積層量さらには被覆層により容易にコントロールでき
る。この１水率は３０００ｍｌ／分以下、好ましくは１
０”１５００ｍＡ／分更に好ましくは１５０〜１０００
　ｍ　（１／分である。３０００ｍ１ｌＺ分を超えると
、ブリクロットが困難でかつ内シャントとしての使用ま
でに時間がかかる。

以下、本発明の好適な実施態様をまとめて記しておく。

（イ）ポリウレタンが熱可塑性である特許請求の範囲第
１項に記載の内シャント用人工血管。

（０）ポリウレタン弾性繊維の平均直径が３０ミクロン
以下である特許請求の範囲第１項に記載の内シャント用
人工血管。

（ハ）見掛は密度が０．３〜０．８　ｇ　／　ｃ　ｍ　
’　テある特許請求の範囲第１項に記載の内シャント用
人工血管。

（ニ）被覆層が管状体の管壁の内部に位置している特許
請求の範囲第１項に記載の内シャント用人工血管。

（＄）被覆層がポリウレタン弾性繊維よりなる特許請求
の範囲第１項に記載の内シャント用人工血管。

（へ）被覆層がポリウレタン弾性糸をらせん状に巻いて
なる特許請求の範囲第１項に記載の内シャント用人工血
管。

（ト）被覆層がポリエステル繊維よりなる特許請求の範
囲第１項に記載の内シャント用人工血管。

（チ）被覆層がポリエステル糸をらせん状に巻いてなる
特許請求の範囲第１項記載の内シャント用人工血管。

（ヌ）穿針後漏水盪が１５０ｍｅ１分以下である特許請
求の範囲第１項に記載の内ソヤント用人工血管。

（ル）穿針後漏水量がｌ　ＯＯｍｆ／分以下である特許
請求の範囲第１項に記載の内シャント用人工血管。

（ｔ）　ｉ３水率が３０００ｍＡ！／分以下である特許
請求の範囲第１項に記載の内シャント用人工血管。

（ワ）透水率が１０〜１５ＱＱｍ１７分である特許請求
の範囲第１項に記載の内シャント用人工血管。

（力）内径が２−２０　ｍ　ｍかつ厚みが０．２〜３　
ｍ　ｍである特許請求の範囲第１項に記載の内シャント
用人工血管。

（３）ポリウレタン弾性繊維の伸長回復率が５０％以上
である特許請求の範囲第１項に記載の内シャント用人工
血管。

（実施例） つぎに、実施例を挙げて本発明をさらに詳細に説明する
。

実施例１ 脱水した水酸基価１０２のポリテトラメチレングリコー
ル５５４８部（以下、部はすべて重量部を意味する）と
、ｐ　、　　ｐ　／　−ビスヒドロキシエトキシベンゼ
ン４９９部とをジャケット付のニーグーに仕込み、撹拌
しながら充分に溶解した後、９０℃の温度に保ちこれに
ｐ、ｐ’　−ジフェニルメタンジイソシアネート１９５
３部を加えて反応させた。撹拌を続けると約３０分で粉
末状のポリウレタンが得られ、これを押出機によりベレ
ット状に成形しジメチルホルムアミド中、２５℃で測定
した濃度１　ｇ　／　１００　ｍ　ｌの相対粘度が２．
５０のポリウレタン弾性体を得た。

このようにして得たポリウレタン弾性体のペレットを原
料とし、１列に配列した直径０．８　ｍ　ｍのノズルの
両側に加熱気体の噴射用スリ７）を存する溶融ブロー紡
糸装置を用い、溶融温度２３５℃ノズル当り毎分０．５
０　ｇの割合でポリマーを吐出し、２００℃に加熱した
空気を４．０ｋｇ／ｃｍ”の圧力でスリットから噴射し
て細化した。細化したフィラメントをノズル下方２５ｃ
ｍに設置した３０メツシユの金網からなるコンベア上で
補集し、ローラーではさんで引取り不織布を得た。この
不織布はポリウレタン弾性繊維のモノフィラメントが開
繊されて積層しており、フィラメント間の交絡点は互に
融着により接合されていた。この不織布の物性値はつぎ
のとおりであった。

目付　　　　　　　　　　　２５ｇ／ｍ”引張強度　　
　　　　　　０．１８　ｋ　ｇ　／　ｃ　ｍ破断伸度　
　　　　　　　５５０％ １００％伸長回復率　　　９２％ 剛軟度　　　　　　　　　１５ｍｍ フィラメント直径　　　　１５ミクロンついで、この不
織布２０ｃｍを直径８ｍｍのフッ素樹脂をコーティング
した８棒に巻きつけ、この上に、不織布を製造する際に
用いたポリウレタン弾性体のペレットを溶融紡糸して得
た３５デニールのポリウレタンモノフィラメント糸を１
，３ｍｍ間隔でらせん状に巻きつけた。このら・Ｕん状
に巻きつける操作を１５回くり返した。その際ポリウレ
タン弾性糸はほぼ同じ位置に重なるようにし、−本のら
せんが形成されるようにした。

次いで、この上から前記不織布を２８ｃｍ巻きつけ、更
に離型紙を巻きつけた後内径１０ｍｍの円筒状の型枠に
入れ１５０℃で３０分間加熱した。

冷却後型枠からとり出し離型紙を剥離し、８棒を引き抜
いてポリウレタンの多孔性の管状体を得た。

この管状体は、不織布及びポリウレタン弾性糸が互に強
固に接合され一体化した構造であり、ポリウレタンモノ
フィラメント糸は完全に一体化し一本のらせん状のゾー
ンを形成していた。

この管状体は、本明細書に述べた方法で穿針後漏水量を
測定したところ２５ｍＡ／分であった。

見掛は密度は０．６ｇ／ｃｍ’、ｉ！氷水率１８５ｍｌ
／分であった。穿針後の内外面の電子Ｓ！Ｉｌｉ微鏡観
察微行観察ところ、針穴は極めて小さいものであった。

この管状体をプレクロノＩ・し、雑種成人の頚動静脈に
端々吻合してバイパスを作った。このバイパスに１６Ｇ
留置針を用いて穿刺抜針−止血等のシャント用人工血管
として評価を行なった。比較のため市販ポリ４−フッ化
エチレン製人工血管でも同様の試験を行なった０本発明
のものは縫合時の針の刺入抵抗が少なく、また血流再開
に当って針穴からの出直も認められなかった。さらに、
留置針による穿針時は刺通抵抗が少なくプラスチック針
の先端捲れ、刺入時の金属針による血管内壁模傷の危険
がポリ４−フン化エチレン製のものより少なかった。留
置針の保持力も太き（留置脱落の危険も少なかった。波
計時は直後より出血はわずかで５分以内に止血が完了し
た。これに対し、ポリ４−フン化エチレン製のものは抜
針後の出血が激しく止血には３０分を要した。

実施例２ 実施例１と同じ不織布２０ｃｍを直径８ｍｍのフッ素樹
脂をコーティングした８棒に巻きつけ、さらにその上か
ら離型紙を巻き付けた後、１４５℃で２５分間加熱した
。冷却後離型紙を剥離し、上から＃５０ポリエステルミ
シン糸を実施例１と同じ様に３回らせん状に巻き付け、
さらに不織布を２８ｃｍ！きつけた０次いで、この上か
ら離型紙を巻きつけた後、内径１０ｍｍの円筒状の型枠
に入れ２５分間加熱した。冷却後型枠からとり出し離型
紙を剥離し、８棒を引き抜いてポリウレタンの多孔性管
状体を得た。この管状体は不織布及びポリエステルミシ
ン糸が互いに強固に接合され一体化した構造を有してい
た。

この管状体は、穿針後面水量が３０ｍｍ！／分であった
。見掛は密度は０．１ｇ／ｃｍ”、透水率は２６０ｍ１
／分であった。穿針後の電子Ｂ微行観察では実施例１と
同様針穴は極めて小さいものであった。さらにこの管状
体を実施例１と同様に雑種犬を用いてシャント用人工血
管としての評価を行なったところ、実施例１と同様の良
好な取り扱い性、止血性を示した。

（穿針耐久性試験） 実施例１，２の管状体を１ｃｍ切りとり、この半周に１
４Ｇ留置針でランダムに１５ケ所（１５回）穿針した。

穿針後の管状体に直径１ｍｍの焼き入れピンを２本挿入
し、各々のビンの両端を保持し定速引張り試験機にてｌ
　Ｏｃ　ｒｎ　７分の速度で上下に引っ張り強力を測定
した。別に、未穿針の管状体の同様の強力を測定し穿針
後の強力とその穿針前の強力に対する強力保持率により
耐久性を評価した。結果は第３表に示す通りであり、本
発明による管状体は穿針後の強力が高く開口穿針後も安
全に使用できる。また、強力保持率の面においてもすぐ
れており、さらに穿針後も管壁の剥離、第　　３　　表 （発明の効果） 以上述べたように、本発明による内シャント用人工血管
は、つぎのごとき効果を奏するものである。

（１）ポリウレタン弾性繊維が相互に接合された多孔性
の管状体よりなり、穿針後泪水■が２００ｍｊ／分以下
であるため穿針抜去後のの針穴が最小となり、軽い押圧
により速やかに止血する。

（２）穿針時、針による損傷部位が極小でありがっ抜針
後弾性回復するため、ｍ傷部位の修復が速（、内膜の肥
厚、栓塞が生じない。

（３）ポリウレタン弾性体繊維は相互に接合されており
、かつ多孔性構造であるため、穿針抵抗が少なく穿針が
容易でがっ穿針による繊維の離断は最小で、はつれ、破
裂を生じない、したがって、顧問穿針に耐えることがで
きる。

（４）管壁内部に強固に一体化した繊維よりなる被覆層
を存するため、開園の穿針後も高い強力を維持できる。

（５）　　繊維よりなる多孔体構造で十分な透水率を持
つため周囲Ｍ織の侵入が容易でかつ結合が強固であるた
め、穿針後血腫の形成がない。また、内面においても新
生内膜の人工血管との結合が強固であるため、穿針によ
る内膜の剥離もない。

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. （１）ポリウレタン弾性繊維が相互に接合された多孔性
   の管状体であって、該管状体の管壁の一部に繊維よりな
   る被覆層を有し、かつ穿針後漏水量が２００ｍｌ／分以
   下である内シャント用人工血管。