JPH0379019B2 - - Google Patents
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- JPH0379019B2 JPH0379019B2 JP62140055A JP14005587A JPH0379019B2 JP H0379019 B2 JPH0379019 B2 JP H0379019B2 JP 62140055 A JP62140055 A JP 62140055A JP 14005587 A JP14005587 A JP 14005587A JP H0379019 B2 JPH0379019 B2 JP H0379019B2
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- Japan
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- artificial blood
- blood vessel
- tube
- blood vessels
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-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/02—Prostheses implantable into the body
- A61F2/04—Hollow or tubular parts of organs, e.g. bladders, tracheae, bronchi or bile ducts
- A61F2/06—Blood vessels
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- Health & Medical Sciences (AREA)
- Gastroenterology & Hepatology (AREA)
- Pulmonology (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
- Transplantation (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Prostheses (AREA)
Description
［産業上の利用分野］
本発明は、人工血管に関し、更に詳しくは、長
期にわたつて使用可能な人工血管に関する。 ［従来の技術］ 従来、人工血管としてはポリエチレンテレフタ
レートを素材とし、これを紡糸して得られるポリ
エステルの高分子繊維を編織してチユーブ状と
し、これに蛇腹状のひだをつけてキンク現象（屈
曲によつて折れる現象）を防止したものや、ポリ
四フツ化エチレンをチユーブ状に成形し、延伸加
工してフイブリル化（微細な繊維状構造化）した
ものが用いられて来た。これらを代用血管として
用いると、管壁の構造が有孔化されているため
に、この隙間に細胞が浸入生育し、生体化すると
いう利点がある。 （発明が解決しようとする問題点） 従来のポリエステル繊維による人工血管も又延
伸加工したポリ四フツ化エチレンの人工血管も、
生体に移植されると、まず血液と接触する内表面
に凝血層が生じ、この上に細胞が増殖して内皮膜
を形成して抗血栓性の内膜となる。このように血
管の内壁が生体化してはじめて人工血管は生体代
用物としての役割を果たすのであるが、最初に生
成する凝血層の厚さは１mm〜1.5mmにも達し、ま
た内皮膜が形成された後にもこの内皮膜の肥厚が
経時的にみられる。このため、血管として移植
後、通常内口径の狭窄が生じる。 内口径10mm〜６mmのものは経時的に次第に内口
径が狭まり、３年後の開存率は60〜70％である。
現状では内口径６mm以下の人工血管では長期開存
性がなく、殊に４mm以下のものでは実用に供しう
るものは存在しない。 冠状動脈狭窄のために心不全をおこす患者を救
うために行われる冠状動脈バイパス手術には自己
の伏在静脈を摘出して、これを専ら利用している
が、人によつては適当な伏在静脈が使えない場合
がある。 幸い自己の伏在静脈を摘出利用して、冠状動脈
バイパス手術に成功しても、これまでの累積成績
でみる限り、開存率は５年後で60〜70％といわれ
ており、30〜40％の人は５年後に、再手術を受け
なくてはならない。この場合、最早利用出来る伏
在静脈がないので、この患者の救命は難しい。 このような人々を救命するためには内口径が４
mmないし３mmの開存性に優れた人工血管が必要で
あるが、世界の研究者の10余年に亘る懸命の開発
努力にもかかわらず、実用に供しうる小口径人工
血管の開発成功例はない。 この不成功の原因は、いずれも移植人工血管の
閉塞である。 人工血管において長期の開存性を得るために
は、本質的に抗血栓性が優れた材料を用いること
が必要である。 人工血管に要求される基本性能は多岐に亘る
が、現在最も強く要望されているのは、力学的
性質が充分実用に耐え、生体内で劣化しないこ
と、生体適合性が良いこと、抗血栓性が優
れ、狭窄、閉塞しないこと、取扱い易いこと、
殊に縫合性がよいこと、易治癒性を備えている
こと、使用中に拍動圧による形態変化が生じな
いこと等があげられる。 本発明者らは、生体内で長期に亘り劣化せず、
しかも抗血栓性が優れた人工血管の開発を目指し
て詳細な研究を行つてきた。その結果、ポリウレ
タンおよび／またはポリウレタンウレアの人工血
管は、本質的に血小板の吸着が少なく、極めて抗
血栓性に富み、人工血管として有望な性能を有す
ることが判明した。しかしながら、それにもかか
わらず、動物実験の結果では、これらの血管は長
期に亘つて使用できなかつた。本発明者らは、そ
の原因を究明するために鋭意研究を重ねた結果、
血管の閉塞の要因が主として宿主血管との吻合部
にあることを見出した。 吻合部においては、宿主血管は生体の治癒反応
として激しい細胞分裂を伴つて組織が生長する
が、ポリウレタンまたはポリウレタンウレアはそ
の構造が緻密すぎて本質的にこれらの生長細胞を
受け入れる間隙が乏しいため、宿主血管の断端か
ら異常な肉芽の形成−パンヌス（punnus）と呼
ばれる−が生じる。吻合部では、わずかの表面異
常が生じても血流に乱れを起すために、わずかの
パンヌスが生じても、そこで血流が乱れて血栓を
生じ、凝血の原因となる。また、パンヌス自体が
結合相手を求めて生長し、次第に大きい肉塊とな
つて吻合部の血流を止めるまでに生長することに
もなる。このように、ポリウレタンおよび／また
はポリウレタンウレアの人工血管の吻合部のトラ
ブルは、パンヌスの生長に起因することが多い。
このような問題を解決するためには、ポリウレタ
ンまたはポリウレタンウレアの構造を宿主血管の
断端より生長する細胞を受け入れて自然治癒する
ような構造に変性するか、または他の生長細胞を
受け入れる機能を付与しなければならない。 さらに、ポリウレタンおよび／またはポリウレ
タンウレアの人工血管の長期開存性を妨げる原因
として、拍動圧による血管内口径の増大がある。
ポリウレタンおよび／またはポリウレタンウレア
の人工血管に、数年間という長期間に亘つて毎分
60−90という拍動圧を加え続けると、次第に内口
径が増大し、ついには動脈瘤様になつて破裂に至
る危険をも内蔵しており、このことは移植材とし
ての人工血管には重大な問題となつている。 ［問題を解決するための手段］ 本発明者は、上述した問題点を解決するために
は、ポリウレタン（またはポリウレタンウレア）
という一種類の材料にすべての要求機能を付与す
るのでなく、異なる特性を有する２種以上の材料
を組合わせることにより、一種類の材料が有して
いた欠点を補い、かつ、それぞれの材料の有する
利点を付加していくことを着想し、本発明の新規
な人工血管を開発するに到つた。 本発明の人工血管は、(A)ポリウレタンおよび／
またはポリウエタンウレアからなる層と(B)繊維集
合体からなる層が複合されてなる人工血管であつ
て、 （）内腔面がポリウレタンおよび／またはポ
リウレタンウレアからなり、（）少なくとも吻
合部において該ポリウレタンおよび／またはポリ
ウレタンウレアからなる層の外側に0.01〜10デニ
ールの繊維で形成され、該繊維間に細腔が成育し
うる間〓を有する繊維集合体からなる層を有し、
（）該二層間が部分的に接着されていることを
特徴とする。 本発明に用いられる(A)ポリウレタンおよび／ま
たはポリウエタンウレアからなる層は、人工血管
としての機能を果たしうる硬度、強度、生体適合
性、伸縮性、コンプライアンス等を有することが
必要であり、そのようなポリウレタンまたはポリ
ウレタンウレアとしては、セグメントポリウレタ
ン又はポリウレタンウレア、主鎖中にポリジメチ
ルシロキサンを含むもの、ハード、ソフトセグメ
ントにフツ素を含むものを包含するが、生分解を
受けにくいという点で、ポリエーテル型のポリウ
レタン又はポリウレタンウレアがポリエステル型
よりも好ましい。 前記ポリウレタン等のポリエーテルセグメント
を構成するポリエーテルとしてはポリテトラメチ
レンオキシドが最も好ましいが、その他のポリア
ルキレンオキシド（但しアルキレンの炭素数は２
及び／又は３）も好ましい。かかるポリアルキレ
ンオキシドの具体例としては、ポリエチレンオキ
シド、ポリプロピレンオキシド、エチレンオキシ
ド−プロピレンオキシド共重合体又はブロツク共
重合体が挙げられる。また同一主鎖中にポリテト
ラメチレンオキシドセグメントとポリアルキレン
オキシド（但しアルキレンの炭素数は２及び／又
は３）とを含む親水性と力学的特性とを兼ねそな
えたポリウレタンを用いてもよい。このポリウレ
タンは抗血栓性、生体適合性が群を抜いて優れて
いることから本発明の人工血管の構成材料として
はより好ましいものである。 これらのソフトセグメントを形成するポリエー
テルの分子量は通常400〜3000の範囲であり、好
ましくは450〜2500、更に好ましくは500〜2500の
範囲であり、中でも最も優れたポリエーテルセグ
メントは分子量800〜2500、特に分子量1300〜
2000のポリテトラメチレンオキシド鎖である。こ
のポリエーテルソフトセグメントの分子量が3000
を超えると、ポリウレタン人工血管の機械的性質
が劣悪となり、400未満では人工血管として成形
しても固すぎて使用できない。(A)の層の厚さは通
常、0.1〜6.0mm、好ましくは0.5〜4.0mmであり、
内腔の口径は通常２〜30mmである。 次に、(B)繊維集合体からなる層について述べ
る。 該繊維集合体を構成する物質としては、従来よ
り人工血管として用いられてきた、ポリエチレン
テレフタレート等のポリエステル、ポリテトラフ
ルオロエチレン、コラーゲン等が挙げられ、特に
好ましくは、従来より単独で人工血管の材料とし
て用いられているポリエステルである。 上記物質を紡糸して得られる繊維集合体は、単
繊維度（繊維の太さ）が通常、0.01〜10デニール
であり、好ましくは0.1〜８デニール、さらに好
ましくは0.2〜６デニールである。単繊維度が
0.01より小さいと細すぎて浸入した細胞の生長が
妨げられ、10デニールより大きいとチユーブを形
成したときに剛性が高く曲げにくい等の点で好ま
しくない。 このような繊維集合体はチユーブ状の形態を有
する層を形成するのであるが、該繊維集合体から
なる層には繊維間に生長細胞を受け入れることの
できる間隙を有することが必要である。その間隙
は通常透水性（ml／min・120mmHg・cm2）によつ
て表され、10〜5000、好ましくは30〜4000であ
る。この範囲より下では構造が緻密すぎ、上では
空間部分が多すぎて、細胞が生育することができ
ず好ましくない。また、この間隙を他の物質で埋
め込んでしまつたもの、例えば繊維集合体をポリ
ウレタンの溶液中へ浸漬した後、乾燥させたよう
なものの場合には、細胞が生育することができな
いので好ましくない。そのような間隙を有する繊
維集合体からなる層としては、ポリエステル繊維
の織物、編物または不織布が好ましい。また、自
由に曲げることができるように蛇腹加工を施し
て、クリンプ（ひだ）をつける。また、編物の場
合、ややゆるいメリヤス編にする等編方を考慮す
ることによつて、チユーブに伸縮性を付与するこ
とができる。 このような繊維集合体からなる層の厚さは、繊
維の単繊維度と集合体の形態により決められる
が、通常、10〜700μｍである。また(B)のチユー
ブの内口径は、(A)のチユーブの外口径より若干大
きければよい。 本発明の人工血管は、血液と直接に接触する内
腔面に、抗血栓性が優れた(A)が配置され、(A)から
外壁側に、生長細胞との適合性が優れ、治癒効果
が高い(B)が少なくとも部分的に配置されたもので
ある。第１図に、本発明の人工血管のうち、二層
構造を有するものを示したが、これは本発明の１
例にすぎず、さらにこの外側に(A)が配置された三
層構造、そのさらに外側に(B)が配置された四層構
造を形成していてもよく、さらには、最内層が(A)
であるならば、(A)と(B)が相互に配置された多層構
造を有したものも可能である。好ましくは、二層
構造のものである。 人工血管の外壁を異る材料を用いて覆い、補強
したものは公知であるが、それらは補強材として
の機能のみを有しており、細胞が生長するための
機能を有するものは知られていない。そのような
公知の補強材においては、網状のもの、スパイラ
ル状のものが知られているが、それらの糸の間隔
は少なくとも１mm以上あり、この状態では前述し
た細胞が生長しうるだけの繊維間の間隙が得られ
ないのである。 本発明の人工血管の構造としては、さらに第２
図に示したような形態のものも含まれる。 すなわち、(A)の外側に(B)が全面に亘つて均一に
存在していなくても良く、繊維集合体からなる層
が連続してはいるが、不均一に分散しているよう
な形態のものや、また断続的に(B)が(A)の外側に存
在しているようなものも本発明に含まれる。その
際、人工血管の吻合切断面は、(A)の外側の少なく
とも１ケ所に(B)が存在していることが望ましい。 (A)と(B)が接している場合、接着されていてもよ
いが、接着部位が、(A)と(B)の接触部分全域に亘つ
ているより、(A)と(B)が部分的に、複数個所の接着
点を有して接着されているのが、人工血管が曲が
りやすく、好ましい。 (A)と(B)の間に補強材等が存在してもよい。この
場合には、例えばポリプロピレン、ポリエチレン
テレフタレート等のテグスをスパイラル状、網
状、線状の形態としたものが用いられる。 本発明の人工血管は例えば次のようにして製造
することができる。 まず、(A)はポリテトラメチレングリコール、ポ
リエチレングリコール、ポリプロピレングリコー
ル等のグリコールを４，4′−ジフエニルメタンジ
イソシアネート、トルイジンジイソシアネート、
４，4′−ジシクロヘキシルメタンジイソシアネー
ト、ヘキサメチレンジイソシアネートなど公知の
ポリウレタン合成に用いるジイソシアネート反応
させて末端イソシアネートのプレポリマーをつく
り、これをエチレンジアミン、プロピレンジアミ
ン、テトラメチレンジアミンなどのジアミンや、
エチレングリコール、プロピレングリコール、ブ
タンジオールのようなジオールで、鎖延長する常
法を用いて合成したポリウレタンを、湿式法によ
りチユーブ状に成形して得られる。 次いで(B)は、所定の単繊維度の繊維集合体を所
定の間隙を有する層となるよう編む、織るまたは
接着等の手段によりチユーブ状に成形して得られ
る。 かくして得られた(A)に(B)を全体に亘つてもしく
は部分的に被せ、場合によつては接着する。接着
剤を用いる場合には、例えばポリウレタンやポリ
ウレタンウレア等が使用される。また、三層以上
の多層構造を有する人工管の場合にも、同様にし
て(A)と(B)を交互に重ねることにより製造すること
ができる。 ［作用］ 本発明の人工血管は、血液と接する部分に抗血
栓性に優れたポリウレタン（ウレア）が配置さ
れ、また宿主血管よりの細胞が浸入し、生長しう
る間隙を有した繊維集合体が複合されているの
で、宿主血管との吻合部のトラブルもない。さ
ら、繊維集合体が補強材の役割も有しているため
に、ポリウレタン（ウレア）のみによる人工血管
で危惧される、長期移植中に生じるおそれのある
動脈瘤様の形態変化や、それに伴う破裂現象を完
全に防止できることも大きな特徴であり、小口径
であつても長期に亘つて使用することができる。 ［実施例］ 実施例 １ 分子量1350の両末端が水酸基のポリテトラメチ
レングリコールを４，4′−ジフエニルメタンジイ
ソシアネートと反応させて両末端がイソシアネー
ト基のプレポリマーを得た。次いで、該プレポリ
マーにブタンジオールを反応させてポリウレタン
を得た。得られたポリウレタンを35重量％のジメ
チルアセトアミド溶液とし、円形オリフイスか
ら、上記オリフイスと同心となるように精密に設
定されたステンレスの棒を一定速度で押し出し、
この押し出されるステンレス棒とオリフイスとの
均一な間隙からこの棒の全周表面に前記ポリウレ
タン溶液が流延するように前記溶液を均一に押し
出してこの棒を30℃の水中に導き、凝固させた。
３時間後、この棒をとり出し、更に流水中に一夜
つけて充分に脱溶剤した。このようにして凝固し
たポリウレタンチユーブをステンレス棒から剥離
して風乾した。かくして、内径が３mmおよび４mm
で厚さがそれぞれ0.8および1.1mmのポリウレタン
チユーブ(A)を得た。 次に、単繊維度2.0デニールのポリエチレンテ
レフタレート繊維よりなる平織（透水性150ml／
min・120mmHg・cm2）チユーブに蛇腹加工を施
し、内径4.6mmおよび6.2mmで厚さがそれぞれ0.3mm
のポリエステル繊維のチユーブ(A)を得た。 上述のようにして得られた内径３mmのポリウレ
タンチユーブ(A)に上記の内径4.6mmのポリエステ
ル繊維のチユーブ(B)を(A)の外壁に接するように被
せた。内径４mmの(A)にも同様に内径6.2mmの(B)を
被せた。 ポリエステル繊維のチユーブ(B)のクリンプの谷
の部分をポリウレタンチユーブ(A)の外壁にポリウ
レタンのジメチルアセトアミド溶液を用いて接着
し、第１図ａに示したような二層構造を有する人
工血管を得た。この人工血管は、ポリエステル繊
維のチユーブ(B)の谷の位置の断面は第１図ｂのよ
うになり、クリンプの山の位置の断面はｃのよう
になる。 実施例 ２ 実施例１の同様にして製造したポリウレタンチ
ユーブ(A)の外壁を、スパイラル状のポリプロピレ
ンテグスで補強した。このものに、実施例１と同
様にして製造した蛇腹加工を施したポリエステル
繊維のチユーブ(B)を被せた。接着剤は使用せず、
ポリエステル繊維のチユーブ(B)内壁は、ポリウレ
タンチユーブ(A)外壁に接着されていない。かくし
て、(A)と(B)の間に補強材を介した二層構造を有す
る内径３mmおよび４mmの人工血管を得た。 試験例 １ 実施例１、２および３で製造した本発明の人工
血管を、それぞれ５cmの長さに切断し、雑種成犬
の腹腔動脈に端々結合で吻合したが、その際に、
(A)および(B)の両者を一緒に吻合した。 移植後３ケ月および５ケ月におけるパンヌスの
発生状態、およびそれに関連する血管の開存性を
調べ、その結果を第１表に示した。 なお、比較例として、実施例１で製造したポリ
ウレタンチユーブのみを使用して同様に試験し、
その結果も第１表に併記した。
期にわたつて使用可能な人工血管に関する。 ［従来の技術］ 従来、人工血管としてはポリエチレンテレフタ
レートを素材とし、これを紡糸して得られるポリ
エステルの高分子繊維を編織してチユーブ状と
し、これに蛇腹状のひだをつけてキンク現象（屈
曲によつて折れる現象）を防止したものや、ポリ
四フツ化エチレンをチユーブ状に成形し、延伸加
工してフイブリル化（微細な繊維状構造化）した
ものが用いられて来た。これらを代用血管として
用いると、管壁の構造が有孔化されているため
に、この隙間に細胞が浸入生育し、生体化すると
いう利点がある。 （発明が解決しようとする問題点） 従来のポリエステル繊維による人工血管も又延
伸加工したポリ四フツ化エチレンの人工血管も、
生体に移植されると、まず血液と接触する内表面
に凝血層が生じ、この上に細胞が増殖して内皮膜
を形成して抗血栓性の内膜となる。このように血
管の内壁が生体化してはじめて人工血管は生体代
用物としての役割を果たすのであるが、最初に生
成する凝血層の厚さは１mm〜1.5mmにも達し、ま
た内皮膜が形成された後にもこの内皮膜の肥厚が
経時的にみられる。このため、血管として移植
後、通常内口径の狭窄が生じる。 内口径10mm〜６mmのものは経時的に次第に内口
径が狭まり、３年後の開存率は60〜70％である。
現状では内口径６mm以下の人工血管では長期開存
性がなく、殊に４mm以下のものでは実用に供しう
るものは存在しない。 冠状動脈狭窄のために心不全をおこす患者を救
うために行われる冠状動脈バイパス手術には自己
の伏在静脈を摘出して、これを専ら利用している
が、人によつては適当な伏在静脈が使えない場合
がある。 幸い自己の伏在静脈を摘出利用して、冠状動脈
バイパス手術に成功しても、これまでの累積成績
でみる限り、開存率は５年後で60〜70％といわれ
ており、30〜40％の人は５年後に、再手術を受け
なくてはならない。この場合、最早利用出来る伏
在静脈がないので、この患者の救命は難しい。 このような人々を救命するためには内口径が４
mmないし３mmの開存性に優れた人工血管が必要で
あるが、世界の研究者の10余年に亘る懸命の開発
努力にもかかわらず、実用に供しうる小口径人工
血管の開発成功例はない。 この不成功の原因は、いずれも移植人工血管の
閉塞である。 人工血管において長期の開存性を得るために
は、本質的に抗血栓性が優れた材料を用いること
が必要である。 人工血管に要求される基本性能は多岐に亘る
が、現在最も強く要望されているのは、力学的
性質が充分実用に耐え、生体内で劣化しないこ
と、生体適合性が良いこと、抗血栓性が優
れ、狭窄、閉塞しないこと、取扱い易いこと、
殊に縫合性がよいこと、易治癒性を備えている
こと、使用中に拍動圧による形態変化が生じな
いこと等があげられる。 本発明者らは、生体内で長期に亘り劣化せず、
しかも抗血栓性が優れた人工血管の開発を目指し
て詳細な研究を行つてきた。その結果、ポリウレ
タンおよび／またはポリウレタンウレアの人工血
管は、本質的に血小板の吸着が少なく、極めて抗
血栓性に富み、人工血管として有望な性能を有す
ることが判明した。しかしながら、それにもかか
わらず、動物実験の結果では、これらの血管は長
期に亘つて使用できなかつた。本発明者らは、そ
の原因を究明するために鋭意研究を重ねた結果、
血管の閉塞の要因が主として宿主血管との吻合部
にあることを見出した。 吻合部においては、宿主血管は生体の治癒反応
として激しい細胞分裂を伴つて組織が生長する
が、ポリウレタンまたはポリウレタンウレアはそ
の構造が緻密すぎて本質的にこれらの生長細胞を
受け入れる間隙が乏しいため、宿主血管の断端か
ら異常な肉芽の形成−パンヌス（punnus）と呼
ばれる−が生じる。吻合部では、わずかの表面異
常が生じても血流に乱れを起すために、わずかの
パンヌスが生じても、そこで血流が乱れて血栓を
生じ、凝血の原因となる。また、パンヌス自体が
結合相手を求めて生長し、次第に大きい肉塊とな
つて吻合部の血流を止めるまでに生長することに
もなる。このように、ポリウレタンおよび／また
はポリウレタンウレアの人工血管の吻合部のトラ
ブルは、パンヌスの生長に起因することが多い。
このような問題を解決するためには、ポリウレタ
ンまたはポリウレタンウレアの構造を宿主血管の
断端より生長する細胞を受け入れて自然治癒する
ような構造に変性するか、または他の生長細胞を
受け入れる機能を付与しなければならない。 さらに、ポリウレタンおよび／またはポリウレ
タンウレアの人工血管の長期開存性を妨げる原因
として、拍動圧による血管内口径の増大がある。
ポリウレタンおよび／またはポリウレタンウレア
の人工血管に、数年間という長期間に亘つて毎分
60−90という拍動圧を加え続けると、次第に内口
径が増大し、ついには動脈瘤様になつて破裂に至
る危険をも内蔵しており、このことは移植材とし
ての人工血管には重大な問題となつている。 ［問題を解決するための手段］ 本発明者は、上述した問題点を解決するために
は、ポリウレタン（またはポリウレタンウレア）
という一種類の材料にすべての要求機能を付与す
るのでなく、異なる特性を有する２種以上の材料
を組合わせることにより、一種類の材料が有して
いた欠点を補い、かつ、それぞれの材料の有する
利点を付加していくことを着想し、本発明の新規
な人工血管を開発するに到つた。 本発明の人工血管は、(A)ポリウレタンおよび／
またはポリウエタンウレアからなる層と(B)繊維集
合体からなる層が複合されてなる人工血管であつ
て、 （）内腔面がポリウレタンおよび／またはポ
リウレタンウレアからなり、（）少なくとも吻
合部において該ポリウレタンおよび／またはポリ
ウレタンウレアからなる層の外側に0.01〜10デニ
ールの繊維で形成され、該繊維間に細腔が成育し
うる間〓を有する繊維集合体からなる層を有し、
（）該二層間が部分的に接着されていることを
特徴とする。 本発明に用いられる(A)ポリウレタンおよび／ま
たはポリウエタンウレアからなる層は、人工血管
としての機能を果たしうる硬度、強度、生体適合
性、伸縮性、コンプライアンス等を有することが
必要であり、そのようなポリウレタンまたはポリ
ウレタンウレアとしては、セグメントポリウレタ
ン又はポリウレタンウレア、主鎖中にポリジメチ
ルシロキサンを含むもの、ハード、ソフトセグメ
ントにフツ素を含むものを包含するが、生分解を
受けにくいという点で、ポリエーテル型のポリウ
レタン又はポリウレタンウレアがポリエステル型
よりも好ましい。 前記ポリウレタン等のポリエーテルセグメント
を構成するポリエーテルとしてはポリテトラメチ
レンオキシドが最も好ましいが、その他のポリア
ルキレンオキシド（但しアルキレンの炭素数は２
及び／又は３）も好ましい。かかるポリアルキレ
ンオキシドの具体例としては、ポリエチレンオキ
シド、ポリプロピレンオキシド、エチレンオキシ
ド−プロピレンオキシド共重合体又はブロツク共
重合体が挙げられる。また同一主鎖中にポリテト
ラメチレンオキシドセグメントとポリアルキレン
オキシド（但しアルキレンの炭素数は２及び／又
は３）とを含む親水性と力学的特性とを兼ねそな
えたポリウレタンを用いてもよい。このポリウレ
タンは抗血栓性、生体適合性が群を抜いて優れて
いることから本発明の人工血管の構成材料として
はより好ましいものである。 これらのソフトセグメントを形成するポリエー
テルの分子量は通常400〜3000の範囲であり、好
ましくは450〜2500、更に好ましくは500〜2500の
範囲であり、中でも最も優れたポリエーテルセグ
メントは分子量800〜2500、特に分子量1300〜
2000のポリテトラメチレンオキシド鎖である。こ
のポリエーテルソフトセグメントの分子量が3000
を超えると、ポリウレタン人工血管の機械的性質
が劣悪となり、400未満では人工血管として成形
しても固すぎて使用できない。(A)の層の厚さは通
常、0.1〜6.0mm、好ましくは0.5〜4.0mmであり、
内腔の口径は通常２〜30mmである。 次に、(B)繊維集合体からなる層について述べ
る。 該繊維集合体を構成する物質としては、従来よ
り人工血管として用いられてきた、ポリエチレン
テレフタレート等のポリエステル、ポリテトラフ
ルオロエチレン、コラーゲン等が挙げられ、特に
好ましくは、従来より単独で人工血管の材料とし
て用いられているポリエステルである。 上記物質を紡糸して得られる繊維集合体は、単
繊維度（繊維の太さ）が通常、0.01〜10デニール
であり、好ましくは0.1〜８デニール、さらに好
ましくは0.2〜６デニールである。単繊維度が
0.01より小さいと細すぎて浸入した細胞の生長が
妨げられ、10デニールより大きいとチユーブを形
成したときに剛性が高く曲げにくい等の点で好ま
しくない。 このような繊維集合体はチユーブ状の形態を有
する層を形成するのであるが、該繊維集合体から
なる層には繊維間に生長細胞を受け入れることの
できる間隙を有することが必要である。その間隙
は通常透水性（ml／min・120mmHg・cm2）によつ
て表され、10〜5000、好ましくは30〜4000であ
る。この範囲より下では構造が緻密すぎ、上では
空間部分が多すぎて、細胞が生育することができ
ず好ましくない。また、この間隙を他の物質で埋
め込んでしまつたもの、例えば繊維集合体をポリ
ウレタンの溶液中へ浸漬した後、乾燥させたよう
なものの場合には、細胞が生育することができな
いので好ましくない。そのような間隙を有する繊
維集合体からなる層としては、ポリエステル繊維
の織物、編物または不織布が好ましい。また、自
由に曲げることができるように蛇腹加工を施し
て、クリンプ（ひだ）をつける。また、編物の場
合、ややゆるいメリヤス編にする等編方を考慮す
ることによつて、チユーブに伸縮性を付与するこ
とができる。 このような繊維集合体からなる層の厚さは、繊
維の単繊維度と集合体の形態により決められる
が、通常、10〜700μｍである。また(B)のチユー
ブの内口径は、(A)のチユーブの外口径より若干大
きければよい。 本発明の人工血管は、血液と直接に接触する内
腔面に、抗血栓性が優れた(A)が配置され、(A)から
外壁側に、生長細胞との適合性が優れ、治癒効果
が高い(B)が少なくとも部分的に配置されたもので
ある。第１図に、本発明の人工血管のうち、二層
構造を有するものを示したが、これは本発明の１
例にすぎず、さらにこの外側に(A)が配置された三
層構造、そのさらに外側に(B)が配置された四層構
造を形成していてもよく、さらには、最内層が(A)
であるならば、(A)と(B)が相互に配置された多層構
造を有したものも可能である。好ましくは、二層
構造のものである。 人工血管の外壁を異る材料を用いて覆い、補強
したものは公知であるが、それらは補強材として
の機能のみを有しており、細胞が生長するための
機能を有するものは知られていない。そのような
公知の補強材においては、網状のもの、スパイラ
ル状のものが知られているが、それらの糸の間隔
は少なくとも１mm以上あり、この状態では前述し
た細胞が生長しうるだけの繊維間の間隙が得られ
ないのである。 本発明の人工血管の構造としては、さらに第２
図に示したような形態のものも含まれる。 すなわち、(A)の外側に(B)が全面に亘つて均一に
存在していなくても良く、繊維集合体からなる層
が連続してはいるが、不均一に分散しているよう
な形態のものや、また断続的に(B)が(A)の外側に存
在しているようなものも本発明に含まれる。その
際、人工血管の吻合切断面は、(A)の外側の少なく
とも１ケ所に(B)が存在していることが望ましい。 (A)と(B)が接している場合、接着されていてもよ
いが、接着部位が、(A)と(B)の接触部分全域に亘つ
ているより、(A)と(B)が部分的に、複数個所の接着
点を有して接着されているのが、人工血管が曲が
りやすく、好ましい。 (A)と(B)の間に補強材等が存在してもよい。この
場合には、例えばポリプロピレン、ポリエチレン
テレフタレート等のテグスをスパイラル状、網
状、線状の形態としたものが用いられる。 本発明の人工血管は例えば次のようにして製造
することができる。 まず、(A)はポリテトラメチレングリコール、ポ
リエチレングリコール、ポリプロピレングリコー
ル等のグリコールを４，4′−ジフエニルメタンジ
イソシアネート、トルイジンジイソシアネート、
４，4′−ジシクロヘキシルメタンジイソシアネー
ト、ヘキサメチレンジイソシアネートなど公知の
ポリウレタン合成に用いるジイソシアネート反応
させて末端イソシアネートのプレポリマーをつく
り、これをエチレンジアミン、プロピレンジアミ
ン、テトラメチレンジアミンなどのジアミンや、
エチレングリコール、プロピレングリコール、ブ
タンジオールのようなジオールで、鎖延長する常
法を用いて合成したポリウレタンを、湿式法によ
りチユーブ状に成形して得られる。 次いで(B)は、所定の単繊維度の繊維集合体を所
定の間隙を有する層となるよう編む、織るまたは
接着等の手段によりチユーブ状に成形して得られ
る。 かくして得られた(A)に(B)を全体に亘つてもしく
は部分的に被せ、場合によつては接着する。接着
剤を用いる場合には、例えばポリウレタンやポリ
ウレタンウレア等が使用される。また、三層以上
の多層構造を有する人工管の場合にも、同様にし
て(A)と(B)を交互に重ねることにより製造すること
ができる。 ［作用］ 本発明の人工血管は、血液と接する部分に抗血
栓性に優れたポリウレタン（ウレア）が配置さ
れ、また宿主血管よりの細胞が浸入し、生長しう
る間隙を有した繊維集合体が複合されているの
で、宿主血管との吻合部のトラブルもない。さ
ら、繊維集合体が補強材の役割も有しているため
に、ポリウレタン（ウレア）のみによる人工血管
で危惧される、長期移植中に生じるおそれのある
動脈瘤様の形態変化や、それに伴う破裂現象を完
全に防止できることも大きな特徴であり、小口径
であつても長期に亘つて使用することができる。 ［実施例］ 実施例 １ 分子量1350の両末端が水酸基のポリテトラメチ
レングリコールを４，4′−ジフエニルメタンジイ
ソシアネートと反応させて両末端がイソシアネー
ト基のプレポリマーを得た。次いで、該プレポリ
マーにブタンジオールを反応させてポリウレタン
を得た。得られたポリウレタンを35重量％のジメ
チルアセトアミド溶液とし、円形オリフイスか
ら、上記オリフイスと同心となるように精密に設
定されたステンレスの棒を一定速度で押し出し、
この押し出されるステンレス棒とオリフイスとの
均一な間隙からこの棒の全周表面に前記ポリウレ
タン溶液が流延するように前記溶液を均一に押し
出してこの棒を30℃の水中に導き、凝固させた。
３時間後、この棒をとり出し、更に流水中に一夜
つけて充分に脱溶剤した。このようにして凝固し
たポリウレタンチユーブをステンレス棒から剥離
して風乾した。かくして、内径が３mmおよび４mm
で厚さがそれぞれ0.8および1.1mmのポリウレタン
チユーブ(A)を得た。 次に、単繊維度2.0デニールのポリエチレンテ
レフタレート繊維よりなる平織（透水性150ml／
min・120mmHg・cm2）チユーブに蛇腹加工を施
し、内径4.6mmおよび6.2mmで厚さがそれぞれ0.3mm
のポリエステル繊維のチユーブ(A)を得た。 上述のようにして得られた内径３mmのポリウレ
タンチユーブ(A)に上記の内径4.6mmのポリエステ
ル繊維のチユーブ(B)を(A)の外壁に接するように被
せた。内径４mmの(A)にも同様に内径6.2mmの(B)を
被せた。 ポリエステル繊維のチユーブ(B)のクリンプの谷
の部分をポリウレタンチユーブ(A)の外壁にポリウ
レタンのジメチルアセトアミド溶液を用いて接着
し、第１図ａに示したような二層構造を有する人
工血管を得た。この人工血管は、ポリエステル繊
維のチユーブ(B)の谷の位置の断面は第１図ｂのよ
うになり、クリンプの山の位置の断面はｃのよう
になる。 実施例 ２ 実施例１の同様にして製造したポリウレタンチ
ユーブ(A)の外壁を、スパイラル状のポリプロピレ
ンテグスで補強した。このものに、実施例１と同
様にして製造した蛇腹加工を施したポリエステル
繊維のチユーブ(B)を被せた。接着剤は使用せず、
ポリエステル繊維のチユーブ(B)内壁は、ポリウレ
タンチユーブ(A)外壁に接着されていない。かくし
て、(A)と(B)の間に補強材を介した二層構造を有す
る内径３mmおよび４mmの人工血管を得た。 試験例 １ 実施例１、２および３で製造した本発明の人工
血管を、それぞれ５cmの長さに切断し、雑種成犬
の腹腔動脈に端々結合で吻合したが、その際に、
(A)および(B)の両者を一緒に吻合した。 移植後３ケ月および５ケ月におけるパンヌスの
発生状態、およびそれに関連する血管の開存性を
調べ、その結果を第１表に示した。 なお、比較例として、実施例１で製造したポリ
ウレタンチユーブのみを使用して同様に試験し、
その結果も第１表に併記した。
【表】
４ なし なし 開
比較例 ３ 若干 生長 一部
発生 塞
４ 発生 生長 一部
塞
比較例 ３ 若干 生長 一部
発生 塞
４ 発生 生長 一部
塞
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ （）内腔面がポリウレタンおよび／または
ポリウレタンウレアからなり、（）少なくとも
吻合部において該ポリウレタンおよび／またはポ
リウレタンウレアからなる層の外側に0.01〜10デ
ニールの繊維で形成され、該繊維間に細胞が生育
しうる間〓を有する繊維集合体からなる層を有
し、（）該二層間が部分的に接着されているこ
とを特徴とする人工血管。 ２ 繊維集合体からなる層が、ポリエステル繊維
の織物、編物または不織布である特許請求の範囲
第１項記載の人工血管。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62140055A JPS63305860A (ja) | 1987-06-05 | 1987-06-05 | 人工血管 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62140055A JPS63305860A (ja) | 1987-06-05 | 1987-06-05 | 人工血管 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63305860A JPS63305860A (ja) | 1988-12-13 |
| JPH0379019B2 true JPH0379019B2 (ja) | 1991-12-17 |
Family
ID=15259937
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62140055A Granted JPS63305860A (ja) | 1987-06-05 | 1987-06-05 | 人工血管 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS63305860A (ja) |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5527353A (en) * | 1993-12-02 | 1996-06-18 | Meadox Medicals, Inc. | Implantable tubular prosthesis |
| US5968058A (en) | 1996-03-27 | 1999-10-19 | Optonol Ltd. | Device for and method of implanting an intraocular implant |
| US8313454B2 (en) | 1997-11-20 | 2012-11-20 | Optonol Ltd. | Fluid drainage device, delivery device, and associated methods of use and manufacture |
| US6203513B1 (en) * | 1997-11-20 | 2001-03-20 | Optonol Ltd. | Flow regulating implant, method of manufacture, and delivery device |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5328996A (en) * | 1976-08-31 | 1978-03-17 | Asahi Chemical Ind | Antithrombotic tubular member |
| US4604762A (en) * | 1981-02-13 | 1986-08-12 | Thoratec Laboratories Corporation | Arterial graft prosthesis |
| JPS60188165A (ja) * | 1984-03-07 | 1985-09-25 | 鐘淵化学工業株式会社 | 人工血管の製造法 |
| JPS6125454U (ja) * | 1984-07-23 | 1986-02-15 | 株式会社竹中工務店 | 膜材ジヨイント部 |
-
1987
- 1987-06-05 JP JP62140055A patent/JPS63305860A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS63305860A (ja) | 1988-12-13 |
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Legal Events
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|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |