JPH0457345B2 - - Google Patents
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- JPH0457345B2 JPH0457345B2 JP62104456A JP10445687A JPH0457345B2 JP H0457345 B2 JPH0457345 B2 JP H0457345B2 JP 62104456 A JP62104456 A JP 62104456A JP 10445687 A JP10445687 A JP 10445687A JP H0457345 B2 JPH0457345 B2 JP H0457345B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- blood vessel
- pores
- polyurethane
- layer
- artificial blood
- Prior art date
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- Expired - Lifetime
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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
【発明の詳細な説明】
［産業上の利用分野］
本発明は、縫合針等の貫通性が良く、かつ、繰
返し穿刺に対する耐久性を有して血液が管壁から
透過することのない人工血管に関する。
返し穿刺に対する耐久性を有して血液が管壁から
透過することのない人工血管に関する。
［従来の技術］
人工血管においては、その用途及び手術操作上
の見地から生体血管との吻合における縫合針の貫
通性の良さが要求される。また、動・静脈間の連
結に用いる血液透析用のブラツドアクセスにおい
ては、穿刺の頻度が高いので、繰返しの穿刺に耐
え、かつ、穿刺後の出血に伴う血腫やセローマ
（血漿腫）が生じないよう、管壁が血液に対して
不透過性であることが要求される。
の見地から生体血管との吻合における縫合針の貫
通性の良さが要求される。また、動・静脈間の連
結に用いる血液透析用のブラツドアクセスにおい
ては、穿刺の頻度が高いので、繰返しの穿刺に耐
え、かつ、穿刺後の出血に伴う血腫やセローマ
（血漿腫）が生じないよう、管壁が血液に対して
不透過性であることが要求される。
ここにおいて、血液不透過性とは、人工血管に
450mmHgの内圧をかけても血球、血漿が透過しな
いことをいう。
450mmHgの内圧をかけても血球、血漿が透過しな
いことをいう。
かかる要求を満たす人工血管として、特開昭57
−150954号公報に開示されているものがある。し
かし、この人工血管は高分子化合物の溶液を棒状
に型に塗布・乾燥後、これを脱溶剤して得られる
均質で、少なくとも0.0254mm以上の空胞を含まな
い緻密な層を有している。このため、例えば、こ
の層の厚さが約5μｍの場合であつても、ポアー
を有しないので生体血管との連結の際に、縫合針
の通過を著しく阻害し、手術操作を困難にする。
その結果、繰返しの穿刺によつて出血が止まりに
くくなり、セローマ発生の原因となつたり、生体
血管との吻合部の内腔側に生体血管の断端面が露
出して内腔へのパヌス成長の原因となつたりす
る。また内面での乱れは、血液の乱流、部分的停
滞を引き起こして血栓生成を引き起こす。したが
つて、管壁は、移植後内面に形成される初期血栓
による閉塞を抑制すべく、抗血栓性の材料である
ことに加え、かかる緻密層を持たないことが重要
である。
−150954号公報に開示されているものがある。し
かし、この人工血管は高分子化合物の溶液を棒状
に型に塗布・乾燥後、これを脱溶剤して得られる
均質で、少なくとも0.0254mm以上の空胞を含まな
い緻密な層を有している。このため、例えば、こ
の層の厚さが約5μｍの場合であつても、ポアー
を有しないので生体血管との連結の際に、縫合針
の通過を著しく阻害し、手術操作を困難にする。
その結果、繰返しの穿刺によつて出血が止まりに
くくなり、セローマ発生の原因となつたり、生体
血管との吻合部の内腔側に生体血管の断端面が露
出して内腔へのパヌス成長の原因となつたりす
る。また内面での乱れは、血液の乱流、部分的停
滞を引き起こして血栓生成を引き起こす。したが
つて、管壁は、移植後内面に形成される初期血栓
による閉塞を抑制すべく、抗血栓性の材料である
ことに加え、かかる緻密層を持たないことが重要
である。
しかも、人工血管の折り曲げに伴う内腔の閉
塞、すなわちキンキングを抑制する上でもかかる
緻密層の存在は好ましくない。
塞、すなわちキンキングを抑制する上でもかかる
緻密層の存在は好ましくない。
［発明が解決しようとする問題点］
上記の如く、従来の人工血管においては、縫合
針の貫通性が良く、繰返しの穿刺に耐久性を有
し、しかも血液不透過性が優れた、実用に供しう
るものは存在しなかつた。
針の貫通性が良く、繰返しの穿刺に耐久性を有
し、しかも血液不透過性が優れた、実用に供しう
るものは存在しなかつた。
本発明はかかる事情を背景としてなされたもの
で、上記課題を解決して長期使用が可能な人工血
管の提供を目的とする。
で、上記課題を解決して長期使用が可能な人工血
管の提供を目的とする。
［問題点を解決するための手段及び作用］
本発明は、上記目的を達成すべく、人工血管の
管壁の構造について検討を行なつた。その結果、
結合組織と癒合に与かる最外層及び巨大空孔群か
らならる最内層を有するうえ、特定の構造の中間
層を有する人工血管が、先に述べた従来の人工血
管の問題点を解決するものであることを見出し、
本発明を完成するに到つた。
管壁の構造について検討を行なつた。その結果、
結合組織と癒合に与かる最外層及び巨大空孔群か
らならる最内層を有するうえ、特定の構造の中間
層を有する人工血管が、先に述べた従来の人工血
管の問題点を解決するものであることを見出し、
本発明を完成するに到つた。
すなわち、本発明は管壁が、開放孔構造の最外
層と、巨大空孔群からなる最内層と、これらの層
の中間に位置する１又は複数の中間層とからなる
人工血管において、少なくとも１の中間層が相互
に独立した閉鎖孔からなる多孔質構造で、かつ、
血液不透過性であることを特徴とする人工血管に
関する。
層と、巨大空孔群からなる最内層と、これらの層
の中間に位置する１又は複数の中間層とからなる
人工血管において、少なくとも１の中間層が相互
に独立した閉鎖孔からなる多孔質構造で、かつ、
血液不透過性であることを特徴とする人工血管に
関する。
この少なくとも１の中間層は、0.01μｍ以上の
多数の独立した閉鎖孔からなるが、この閉鎖孔は
人工血管の針の貫通性を高めると共にその物性を
整えるためのもので、その径は好ましくは0.1〜
100μｍの範囲であり、最も好ましくは１〜3μｍ
の範囲である。
多数の独立した閉鎖孔からなるが、この閉鎖孔は
人工血管の針の貫通性を高めると共にその物性を
整えるためのもので、その径は好ましくは0.1〜
100μｍの範囲であり、最も好ましくは１〜3μｍ
の範囲である。
閉鎖孔の径が上記した値以上（100μｍ以上）
であると、管壁の耐圧性が低下し、移植後の経時
的なクリープによつて内径が増大したり、微小な
ピンホールが生じたりする原因となるからであ
る。一方、閉鎖孔の径が上記した値以下（0.01μ
ｍ以下）であると、この層が緻密になつて管壁が
剛直化するからである。
であると、管壁の耐圧性が低下し、移植後の経時
的なクリープによつて内径が増大したり、微小な
ピンホールが生じたりする原因となるからであ
る。一方、閉鎖孔の径が上記した値以下（0.01μ
ｍ以下）であると、この層が緻密になつて管壁が
剛直化するからである。
また、層の厚さは、好ましくは５〜500μｍ、
時に好ましくは50〜300μｍの範囲であり、厚さ
が5μｍ以下であると耐圧性が低下し、前述の経
時的なクリープによつて本発明が目的とする血液
不透過性が維持できなくなる。
時に好ましくは50〜300μｍの範囲であり、厚さ
が5μｍ以下であると耐圧性が低下し、前述の経
時的なクリープによつて本発明が目的とする血液
不透過性が維持できなくなる。
少なくとも１の中間層がかかる構造を有する本
発明の人工血管の構成材料としては、血液や組織
との適合性に優れた物質、即ち急性及び慢性の毒
性、発熱性、溶血性を持たず、長期に亘つて移植
しても周囲の組織に炎症を惹起しないポリマーが
好ましい。このようなポリマーとしては、例えば
ポリハロゲン化ビニル、ポリスチレン及びその誘
導体、ポリオレフイン系重合体、ポリエステル系
縮合体、セルロース系高分子、ポリウレタン系高
分子、ポリスルホン系樹脂、ポリアミド系高分子
などが挙げられる。勿論これらを相互に含む共重
合体や混合物でもよい。力学的性質や生体内での
安定性、更に、抗血栓性の面から見て、これらの
中で好ましいのは、ポリウレタン系のものであ
る。その具体例としては、ポリウレタン、ポリウ
レタンウレア、これらとシリコーンポリマーとの
ブレンド物又は相互侵入網目構造を有するものが
挙げられる。また、これらには、セグメント化ポ
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。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。
発明の人工血管の構成材料としては、血液や組織
との適合性に優れた物質、即ち急性及び慢性の毒
性、発熱性、溶血性を持たず、長期に亘つて移植
しても周囲の組織に炎症を惹起しないポリマーが
好ましい。このようなポリマーとしては、例えば
ポリハロゲン化ビニル、ポリスチレン及びその誘
導体、ポリオレフイン系重合体、ポリエステル系
縮合体、セルロース系高分子、ポリウレタン系高
分子、ポリスルホン系樹脂、ポリアミド系高分子
などが挙げられる。勿論これらを相互に含む共重
合体や混合物でもよい。力学的性質や生体内での
安定性、更に、抗血栓性の面から見て、これらの
中で好ましいのは、ポリウレタン系のものであ
る。その具体例としては、ポリウレタン、ポリウ
レタンウレア、これらとシリコーンポリマーとの
ブレンド物又は相互侵入網目構造を有するものが
挙げられる。また、これらには、セグメント化ポ
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。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
ドー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。
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
ドー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。
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。
ポリウレタンの合成は、両末端水酸基の上述の
ポリエーテルを、４，4′−ジフエニルメタンジイ
ソシアネート、トリ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と反
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てもよい。
ポリエーテルを、４，4′−ジフエニルメタンジイ
ソシアネート、トリ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と反
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てもよい。
［実施例］
以下、実施例を掲げ、添付図面を用いて本発明
をさらに詳しく説明する。なお、以下において構
成材料の成分について用いる「％」は全て「重量
％」を表す。また、添付図面は管壁断面における
倍率50倍での顕微鏡写真のスケツチ図である。
をさらに詳しく説明する。なお、以下において構
成材料の成分について用いる「％」は全て「重量
％」を表す。また、添付図面は管壁断面における
倍率50倍での顕微鏡写真のスケツチ図である。
実施例 １
分子量1500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
（平均分子量1.2×104）を得た。得られたポリウ
レタンは、テトラヒドロフラン−エタノール系の
混合溶剤中で計３回再沈澱をさせ、精製した。次
いで、精製したポリウレタンを、ジメチルアミド
60％とテトラヒドロフラン40％の混合溶剤に溶解
させて、ポリウレタン濃度が17％の溶液を製造し
た。このようにして得た溶液と共に、直径６mmの
オリフイスから該オリフイスと同中心になるよう
に設置された外径４mmで、表面粗さが平均で0.3μ
ｍのクロムメツキされたステンレススチール製の
棒を一定速度で押し出した。かかる操作により、
オリフイスとステンレススチール製の棒との間な
均一な距離の間隙から該棒の全周表面に均一な量
のポリウレタン溶液を付着させた。押し出された
棒を直ちに35℃の水中に導き、外部から急激に凝
固させた。その後、そのまま水中で保持して溶剤
を除去したのち、水中から引き上げ、棒を抜き出
し、洗浄し、約40℃で乾燥し、ポリウレタの管状
物を得た。
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
（平均分子量1.2×104）を得た。得られたポリウ
レタンは、テトラヒドロフラン−エタノール系の
混合溶剤中で計３回再沈澱をさせ、精製した。次
いで、精製したポリウレタンを、ジメチルアミド
60％とテトラヒドロフラン40％の混合溶剤に溶解
させて、ポリウレタン濃度が17％の溶液を製造し
た。このようにして得た溶液と共に、直径６mmの
オリフイスから該オリフイスと同中心になるよう
に設置された外径４mmで、表面粗さが平均で0.3μ
ｍのクロムメツキされたステンレススチール製の
棒を一定速度で押し出した。かかる操作により、
オリフイスとステンレススチール製の棒との間な
均一な距離の間隙から該棒の全周表面に均一な量
のポリウレタン溶液を付着させた。押し出された
棒を直ちに35℃の水中に導き、外部から急激に凝
固させた。その後、そのまま水中で保持して溶剤
を除去したのち、水中から引き上げ、棒を抜き出
し、洗浄し、約40℃で乾燥し、ポリウレタの管状
物を得た。
これが本発明の人工血管で、内径４mm、外径５
mm、管壁の厚さ0.6mmで、図面に示す如く管壁全
体が多孔質であつた。
mm、管壁の厚さ0.6mmで、図面に示す如く管壁全
体が多孔質であつた。
この人工血管の外側に位置する最外層１は、厚
さが80μｍで、空孔による空隙率は97％であつ
た。
さが80μｍで、空孔による空隙率は97％であつ
た。
また、この層１の微小な空孔は、管壁外面へ平
均径15〜17μｍで開口し、繊維状又は薄板状のポ
リウレタンで仕切られていた。そして、断面の観
察で、これらの空孔は、5μｍ以上の径を有する
穴で相互に連通しており、最外層１が開放孔構造
となつていることが確認された。
均径15〜17μｍで開口し、繊維状又は薄板状のポ
リウレタンで仕切られていた。そして、断面の観
察で、これらの空孔は、5μｍ以上の径を有する
穴で相互に連通しており、最外層１が開放孔構造
となつていることが確認された。
また、この層内ではすべての位置で同じ構造を
有していた。
有していた。
前記層１の内側には５〜10μｍの厚さの中間層
２が存在し、約1μｍの径の、相互に独立した球
状の閉鎖孔を多数含んでいた。
２が存在し、約1μｍの径の、相互に独立した球
状の閉鎖孔を多数含んでいた。
更に、この中間層２の内側には平均径が200〜
300μｍの巨大な空孔群からなる最内層３が存在
していた。
300μｍの巨大な空孔群からなる最内層３が存在
していた。
ここにおいて、この最内層３は、管壁に柔軟性
を付与し、キンキングを防止し、長期開存性に寄
与する部分である。
を付与し、キンキングを防止し、長期開存性に寄
与する部分である。
前記空孔群は、少なくとも管壁厚さの1/5以上
の径を有すると共に、各空孔が層内の径方向全体
に及んでいることが望ましく、血液接触面側は空
孔の壁膜がそのまま連続して薄く形成されている
ことが好ましい。
の径を有すると共に、各空孔が層内の径方向全体
に及んでいることが望ましく、血液接触面側は空
孔の壁膜がそのまま連続して薄く形成されている
ことが好ましい。
このように、巨大な空孔群の存在により、血液
接触面側の柔軟性があるために内面の吻合部が滑
らかに連結され、血栓の多量生成の原因となる部
分的な血液の滞留が起きない。このため、人工血
管の材料の断端面での生体血管からのパヌス生成
が抑えられ、開存性が著しく改善される。
接触面側の柔軟性があるために内面の吻合部が滑
らかに連結され、血栓の多量生成の原因となる部
分的な血液の滞留が起きない。このため、人工血
管の材料の断端面での生体血管からのパヌス生成
が抑えられ、開存性が著しく改善される。
また、人工血管の材料の断端面での、生体血管
との接触面積が小さくなるために異物反応刺激が
少なくなり、生体血管の治癒が促進される。
との接触面積が小さくなるために異物反応刺激が
少なくなり、生体血管の治癒が促進される。
この血管の内壁に牛血を充填し、450mmHgの内
圧を48時間負荷させたが、血漿は全く通過せず、
管壁は不透明過性であつた。この実験に使用した
血管を生理食塩水にて洗浄跡、グルタールアルデ
ヒドにて固定したものを標本として、断面を金属
顕微鏡にて観察した。その結果、血液は最内層３
の巨大孔内に浸入しているが、その外側の中間層
内に存在する閉鎖孔内には入つていないことが確
認できた。
圧を48時間負荷させたが、血漿は全く通過せず、
管壁は不透明過性であつた。この実験に使用した
血管を生理食塩水にて洗浄跡、グルタールアルデ
ヒドにて固定したものを標本として、断面を金属
顕微鏡にて観察した。その結果、血液は最内層３
の巨大孔内に浸入しているが、その外側の中間層
内に存在する閉鎖孔内には入つていないことが確
認できた。
この人工血管の５cmを雑種成犬の腸骨動脈に移
植した。縫合操作はきわめて容易で、針穴からの
出血もなかつた。
植した。縫合操作はきわめて容易で、針穴からの
出血もなかつた。
この血管は、８ケ月を経てなお開存しており小
口径の人工血管として極めて優れていた。
口径の人工血管として極めて優れていた。
12ケ月後に、この血管を摘出したところ、外面
には厚さ約1.5mmの結合組織が被覆しており、人
工血管との癒合が完全で剥離されることはできな
かつた。吻合部内面は滑らかに生体血管と連がつ
ており、0.1〜0.2mmの厚さの薄い内膜が完全に内
面をおおい、パヌスや血栓の発生もみられなかつ
た。
には厚さ約1.5mmの結合組織が被覆しており、人
工血管との癒合が完全で剥離されることはできな
かつた。吻合部内面は滑らかに生体血管と連がつ
ており、0.1〜0.2mmの厚さの薄い内膜が完全に内
面をおおい、パヌスや血栓の発生もみられなかつ
た。
従つて、開存性に優れていることから、従来の
人工血管と異なり６mm以下の血管にも使用するこ
とができる。
人工血管と異なり６mm以下の血管にも使用するこ
とができる。
実施例 ２
実施例１と唱じ方法で内径５mmのポリウレタン
の多孔質チユーブを作成した。
の多孔質チユーブを作成した。
得られた人工血管は内径５mm、管壁全体の厚さ
は0.8mmで、多孔質であつた。
は0.8mmで、多孔質であつた。
この人工血管の外側に位置する最外層は、厚さ
が80〜120μｍで、空孔による空隙率は96〜98％
であつた。また、前記空孔は、壁面外面へ平均径
30〜100μｍで開口していた。そして、断面の観
察によれば、この層内では太さ２〜10μｍの繊維
状ポリウレタンがからみ合い、隣接する空孔が相
互に連通した開放孔構造となつていた。
が80〜120μｍで、空孔による空隙率は96〜98％
であつた。また、前記空孔は、壁面外面へ平均径
30〜100μｍで開口していた。そして、断面の観
察によれば、この層内では太さ２〜10μｍの繊維
状ポリウレタンがからみ合い、隣接する空孔が相
互に連通した開放孔構造となつていた。
この層の内側には約80μｍの厚さで、内部に１
〜3μｍの独立した閉鎖孔を多数含む中間層が存
在し、更に該層の内側には、300〜500μｍの平均
径を有する巨大な空孔をもつ最内層が存在してい
た。
〜3μｍの独立した閉鎖孔を多数含む中間層が存
在し、更に該層の内側には、300〜500μｍの平均
径を有する巨大な空孔をもつ最内層が存在してい
た。
この血管の８cmの雑種成犬の頚動静脈間にバイ
パス移植し、皮下に埋め込んだ。
パス移植し、皮下に埋め込んだ。
３週間経過後に外部から、18Gの針を穿刺した
ところ、スムースに人工血管壁を貫通した。この
まま針を４時間留置したのち抜き取つたが、出血
は10秒後完全に止まり、すぐれた止血性を示し
た。
ところ、スムースに人工血管壁を貫通した。この
まま針を４時間留置したのち抜き取つたが、出血
は10秒後完全に止まり、すぐれた止血性を示し
た。
この後引き続き、この血管に対して毎日５回の
穿刺を１ケ月続けたが、血腫も血漿腫も起きず、
血液透折用ブラツドアクセスとして優れた性能を
示した。
穿刺を１ケ月続けたが、血腫も血漿腫も起きず、
血液透折用ブラツドアクセスとして優れた性能を
示した。
３ケ月後にこの血管を摘出し、その状態を観察
した結果、外面の結合組織は強固に人工血管に癒
合していた。また、内面にはパヌスも血栓も存在
しなかつた。
した結果、外面の結合組織は強固に人工血管に癒
合していた。また、内面にはパヌスも血栓も存在
しなかつた。
［発明の効果］
本発明の人工血管は、少なくとも１の中間層が
閉鎖孔からなる多孔質構造で、かつ血液不透過性
であることから、血液や細胞に対するバリヤーと
して有効である。しかも、多孔質構造のために縫
合針の貫通性が良く、繰返しの穿刺に対する耐久
性が優れている。これにより、生体血管との吻合
部においてその断端面が露出しないので、パヌス
成長や血液の乱れ等による血栓生成が抑制され、
この人工血管は長期開存性、耐久性に優れてい
る。
閉鎖孔からなる多孔質構造で、かつ血液不透過性
であることから、血液や細胞に対するバリヤーと
して有効である。しかも、多孔質構造のために縫
合針の貫通性が良く、繰返しの穿刺に対する耐久
性が優れている。これにより、生体血管との吻合
部においてその断端面が露出しないので、パヌス
成長や血液の乱れ等による血栓生成が抑制され、
この人工血管は長期開存性、耐久性に優れてい
る。
添付図面は管壁断面における顕微鏡写真のスケ
ツチ図である。 １……最外層、２……中間層、３……最内層。
ツチ図である。 １……最外層、２……中間層、３……最内層。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ ポリウレタン及び／又はポリウレタンウレア
の複数層からなり、管壁全体が多孔質の人工血管
において、開放孔構造の最外層と、巨大空孔群か
らなる最内層と、これらの層の中間に位置する閉
鎖孔構造の中間層とを有し、 (1) 前記最外層の開放孔構造は、管壁外面に15〜
100μｍの平均直径をもつて開口する空孔を有
し、隣接するこれらの空孔相互間は連通してお
り、 (2) 前記最内層の巨大空孔群は、少なくとも管壁
厚さの1/5以上の径を有し、 (3) 前記中間層は、厚さが５〜500μｍであつて、
閉鎖孔構造が0.01〜100μｍの直径を有する相互
に独立した閉鎖孔を有する、 ことを特徴とする血液不透過性の人工血管。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62104456A JPS63270048A (ja) | 1987-04-30 | 1987-04-30 | 人工血管 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62104456A JPS63270048A (ja) | 1987-04-30 | 1987-04-30 | 人工血管 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63270048A JPS63270048A (ja) | 1988-11-08 |
| JPH0457345B2 true JPH0457345B2 (ja) | 1992-09-11 |
Family
ID=14381112
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62104456A Granted JPS63270048A (ja) | 1987-04-30 | 1987-04-30 | 人工血管 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS63270048A (ja) |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4604762A (en) * | 1981-02-13 | 1986-08-12 | Thoratec Laboratories Corporation | Arterial graft prosthesis |
| JPS60182958A (ja) * | 1984-03-01 | 1985-09-18 | 鐘淵化学工業株式会社 | 人工血管 |
-
1987
- 1987-04-30 JP JP62104456A patent/JPS63270048A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS63270048A (ja) | 1988-11-08 |
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