JPH05237141A

JPH05237141A - 人工血管およびその製造方法

Info

Publication number: JPH05237141A
Application number: JP4076261A
Authority: JP
Inventors: Shinichi Kanazawa; 進一金澤; Yasuhiro Okuda; 泰弘奥田; Masayuki Yonetani; 雅之米谷
Original assignee: JINKOU KETSUKAN GIJUTSU KENKYU CENTER KK
Current assignee: JINKOU KETSUKAN GIJUTSU KENKYU CENTER KK
Priority date: 1992-02-27
Filing date: 1992-02-27
Publication date: 1993-09-17

Abstract

(57)【要約】【目的】生体血管と同様の内膜を、人工血管内面に薄
く安定的に形成し、特に内径６ｍｍ以下の小口径領域に
おいても良好に開存する人工血管を提供すること。【構成】繊維と該繊維によって互いに連結された結節
とからなる微細繊維状組織を有する管状四弗化エチレン
樹脂多孔質体製の人工血管において、少なくともその内
腔表面に微細繊維状組織の切断・収縮および／または分
解・除去された部分により形成された凹凸構造を有する
ことを特徴とする人工血管。管状四弗化エチレン樹脂多
孔質体の少なくとも内腔表面をアルカリ金属化合物の有
機溶剤溶液で処理し、微細繊維状組織を分解した後、分
解物を除去して、少なくとも内腔表面に凹凸構造を形成
することを特徴とする人工血管の製造方法。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、生体組織適合性に優れ
たポリテトラフルオロエチレン製の人工血管およびその
製造方法に関する。

【０００２】

【従来の技術】人工血管は、生体血管の病変部位の欠損
部を補填する置換移植、病変部位を迂回して血行を維持
するためのバイパス移植、あるいは動脈と静脈との短絡
などの血液導管などとして使用されている。従来、人工
血管の材料としては、編組構造を有するポリエステル繊
維編物や織物、あるいは微細多孔質構造を有する延伸ポ
リテトラフルオロエチレン（以下、ＰＴＦＥと略記）チ
ューブなどが用いられてきた。

【０００３】これらの中でも、延伸ＰＴＦＥチューブ
（管状四弗化エチレン樹脂多孔質体）は、ＰＴＦＥを延
伸した後焼成したものであり、編組したものではない
が、繊維（フィブリル）と該繊維によって互いに連結さ
れた結節（ノード）により微細な多孔質構造が形成され
ており、この多孔質構造が生体適合性に優れ、しかもＰ
ＴＦＥ素材自体が抗血栓性に優れていることから、主と
して小口径動脈や大口径静脈などの領域における人工血
管として実用化されてきた。

【０００４】人工血管には、初期開存率および長期開存
率の高いことが求められる。開存率には、種々の影響因
子が関与するが、その中でも材料の抗血栓性がきわめて
重要な影響を及ぼす。しかしながら、延伸ＰＴＦＥチュ
ーブでも抗血栓性が必ずしも十分であるとはいえず、特
に内径６ｍｍ以下の小口径の人工血管では、十分な長期
開存率は得られていない。

【０００５】人工血管の抗血栓性を改善する方法とし
て、（１）材料自体の抗血栓性を向上させる方法、
（２）人工血管を移植後に、生体組織を誘導し、内膜形
成を起こすことによって抗血栓性を付与する方法、など
が検討されている。しかしながら、（１）の方法におい
ては、相分離構造等の抗血栓性高分子材料や、抗血栓剤
固定化材料の開発が検討されているが、移植後長期にわ
たって良好な抗血栓性を示す材料は得られていない。
（２）の方法においては、移植後の内膜形成を促進する
ために、血管外部からの生体組織や毛細血管の侵入を促
進する方法についての検討がなされているのが現状であ
る。

【０００６】人工血管の初期開存は、材料の抗血栓性が
いかなる初期相互作用を示すものであるかによって左右
される。人工血管を生体に移植すると、初期相互作用の
結果として内腔表面に血小板の付着等による初期血栓膜
が形成される。この初期血栓膜は、線維芽細胞による組
織治癒を受け、新生内皮細胞の増殖による新生内膜、あ
るいはコラーゲンやフィブリンが混在する偽内膜が形成
される。この内膜により長期抗血栓性が獲得され、長期
開存を得る。しかし、そのためには、人工血管の内腔表
面にできるだけ薄い初期血栓膜を安定して形成し、組織
治癒過程で形成される内膜を薄くすること、すなわち内
膜肥厚をきたさないようにすることが必要である。

【０００７】ところで、従来使用されてきた延伸ＰＴＦ
Ｅ製の人工血管は、先に述べたように、ある程度抗血栓
性に優れるものの、（１）の方法による抗血栓性の向上
には限度があり、しかも非付着性であるため、内膜形成
においても不利な点が生じてくる。前記した内膜は、例
えば、次のような順序で形成される。先ず、人工血管内
面に血小板の付着やフィブリンによる血栓膜が形成され
る。その後、移植後の血液反応が落ち着き、形成された
血栓膜は安定する。その上を、主として生体血管との吻
合部より、平滑筋細胞および内皮細胞が内膜として伸展
し、人工血管内面に内膜が形成される。

【０００８】ところが、延伸ＰＴＦＥ製の人工血管にお
いては、最初に形成されるべき血栓膜がＰＴＦＥの非付
着性のために、人工血管内面に安定して形成されず、仮
に内膜が伸展してきても、人工血管と血栓膜との界面で
剥離を生じてしまう。その結果、剥離した血栓膜と内膜
によって再び血栓が誘起され、人工血管は、狭窄・閉塞
を起こしてしまう。一方、ポリエステル繊維編物や織物
からなる人工血管は、ＰＴＦＥより付着性のよいポリエ
ステルを材料としているため、血栓膜の安定性には優れ
るものの、初期に形成される血栓膜が厚いため、内膜肥
厚をきたし、狭窄しやすいという問題を有している。

【０００９】

【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、生体
血管と同様の内膜を、人工血管内面に薄く安定的に形成
し、特に内径６ｍｍ以下の小口径領域においても良好に
開存する人工血管を提供することにある。前記したとお
り、人工血管内面に薄く安定な内膜を形成するために
は、先ず、その前段階である血栓膜の形成過程で、薄く
安定な血栓膜を形成することが必要である。

【００１０】本発明者は、前記従来技術の問題点を克服
するために鋭意研究した結果、繊維と該繊維によって互
いに連結された結節とからなる微細繊維状組織を有する
延伸ＰＴＦＥ多孔質チューブ製の人工血管の内腔表面
に、微細繊維状組織の切断・収縮および／または分解・
除去された部分により形成された凹凸構造を形成するこ
とにより、ＰＴＦＥの抗血栓性を保持したまま、初期に
形成される血栓膜を安定に保持し得ることを見いだし
た。

【００１１】特に、延伸ＰＴＦＥチューブ製人工血管の
内腔表面の凹凸構造について、その凹部の平均深さを５
〜２０μｍの範囲とし、かつ、管状構造の長軸方向（血
流方向）の凹部の平均幅を１０〜５０μｍの範囲とする
ことにより、薄い初期血栓膜を安定に形成し、保持でき
ることを見いだした。さらに、このような凹凸構造を形
成する方法として、内腔表面の微細繊維状組織の切断・
収縮および／または分解・除去を行う各種方法のあるこ
とを見いだした。本発明は、これらの知見に基づいて完
成するに至ったものである。

【００１２】

【課題を解決するための手段】かくして、本発明によれ
ば、繊維と該繊維によって互いに連結された結節とから
なる微細繊維状組織を有する管状四弗化エチレン樹脂多
孔質体製の人工血管において、少なくともその内腔表面
に微細繊維状組織の切断・収縮および／または分解・除
去された部分により形成された凹凸構造を有することを
特徴とする人工血管が提供される。

【００１３】また、本発明によれば、繊維と該繊維によ
って互いに連結された結節とからなる微細繊維状組織を
有する管状四弗化エチレン樹脂多孔質体の少なくとも内
腔表面をアルカリ金属化合物の有機溶剤溶液で処理し、
微細繊維状組織を分解した後、分解物を除去して、少な
くとも内腔表面に凹凸構造を形成することを特徴とする
人工血管の製造方法が提供される。

【００１４】以下、本発明について詳述する。血栓形成
には多くの因子が関与するが、人工血管の場合、上記で
述べたようにＰＴＦＥやポリエステルといった材質と、
人工血管内面の形状、の２つが大きな要因となる。血液
は、内面が平滑な人工血管（生体血管も同様）では、流
れの方向が一方向に整った状態で流れるが、段差や径変
化など、人工血管の内面形状に変化があると流れが乱れ
て、局所的な渦流を起こす。この流れの乱れは、血栓形
成を誘発し、その度合は血管内面の形状変化の度合に依
存することになる。

【００１５】従来、人工血管内面の形状変化による血栓
形成は、例えば、大口径のポリエステル製織物の人工血
管の場合、その内面を起毛させて治癒性を高めるという
形で利用されていたが、当然、平滑な内面に比して形成
される血栓膜の厚みが増すために、専らより大口径での
適用に限定され、小口径になるほど内面は平滑にする必
要があるとされてきた。つまり、このような人工血管
は、比較的厚い血栓膜や内膜を形成する目的で応用され
てきたといえる。

【００１６】本発明者らは、むしろ、ＰＴＦＥの非付着
性、低血栓性という化学的性質に、内面形状変化による
血栓膜の安定性という物理的性質を与えることで、血栓
膜や内膜が剥れて安定に付着しないという延伸ＰＴＦＥ
製人工血管の欠点を克服できないかと考えるに至った。
そして、本発明者らは、鋭意研究の結果、延伸ＰＴＦＥ
製人工血管の内腔表面に凹凸構造を付与し、この凹凸の
度合を変化させることにより、人工血管の内面に形成さ
れる血栓膜の厚みを制御できることを見いだした。

【００１７】さらに、本発明者らは、鋭意研究の結果、
この内面に付与した凹凸構造は、初期血栓膜を人工血管
内面に安定に保持すること、この血栓膜の安定性は、そ
の後の人工血管の治癒過程でこの血栓膜と置換していく
内膜の治癒速度を促進すること、また、凹凸構造は、治
癒した人工血管内面の内膜を安定に保持する効果がある
こと、を見出した。

【００１８】このような凹凸構造の形成による効果は、
凹凸構造化による接着面積拡大による一種のアンカリン
グ効果ということができ、これによって、ＰＴＦＥの材
質的な特徴である非付着性を改善し、血栓膜と内膜の剥
がれ等を防ぐという目的を実現することが可能となる。

【００１９】本発明の延伸ＰＴＦＥ製人工血管は、図１
にその模式図を示すように、内腔表面に多数の凹部
（３）と凸部（４）が形成されている。このような凹凸
構造は、図２に示すように、繊維（１）と該繊維によっ
て互いに連結された結節（２）とからなる微細繊維状組
織を有する管状四弗化エチレン樹脂多孔質体製の内腔表
面を処理して、微細繊維状組織を切断または分解除去し
た凹部（３）と、結節部分が残存・収縮した凸部（４）
を形成することにより付与することができる。

【００２０】本発明の人工血管に付与される内腔表面の
凹凸構造は、血流方向（管状構造の長軸方向）の凹部の
平均幅が好ましくは１０〜１００μｍ、より好ましくは
１０〜５０μｍである。血流方向の凹部の平均幅が小さ
過ぎると、血栓膜の形成と、その安定化の改善効果が小
さく、逆に、１００μｍを越えるような大きな幅になる
と、血流の乱れが大きく、厚い血栓膜が急速に成長して
しまう。

【００２１】また、凹凸構造の凹部の平均深さは、好ま
しくは３〜３０μｍ、より好ましくは５〜２０μｍであ
る。凹部の平均深さが小さ過ぎると、血栓膜の形成と、
その安定化の改善効果が小さく、逆に、大き過ぎると、
初期血栓膜が厚くなり過ぎて早期閉塞を起こす頻度が高
くなる。例えば、血流方向の凹部の平均幅が２０μｍ超
過の場合には、凹部の平均深さ３０μｍ以上で形成血栓
膜が厚くなり過ぎて早期閉塞を起こす頻度が若干高くな
る。ただし、血流方向の凹部の平均幅２０μｍ以下の場
合は、凹部の平均深さが３０μｍ以上でも問題はない。
しかし、３０μｍを越えて深くしても、血栓膜に対する
安定化効果には差がないことと、短い幅で深い凹凸構造
を形成することは製造上難しいことから、通常、平均深
さを３〜３０μｍとし、好ましくは５〜２０μｍとす
る。

【００２２】以上のことから、内腔表面に形成された凹
凸構造は、平均深さ５〜２０μｍ、かつ、管状構造の長
軸方向の平均幅１０〜５０μｍの凹部を有するように制
御することが望ましい。

【００２３】本発明の人工血管は、例えば、特公昭４２
−１３５６０号に記載の方法により延伸ＰＴＦＥチュー
ブ（ＰＴＦＥ多孔質チューブ）を作製し、次いで、内腔
表面となる表面部分に凹凸構造を形成する処理を行うこ
とにより製造することができる。

【００２４】先ず、ＰＴＦＥ未燒結粉末に液状潤滑剤を
混和し、押出・圧延等によりチューブ状に予備成形す
る。この成形体から液状潤滑剤を除去し、または除去す
ることなく、少なくとも一軸方向に延伸する。次に、成
形体を収縮しないように固定した状態で、樹脂の融点で
ある３２７℃以上に加熱して、延伸した構造を燒結固定
すると、強度の向上したＰＴＦＥ多孔質チューブが得ら
れる。このＰＴＦＥ多孔質チューブは、繊維と該繊維に
よって互いに連結された結節とからなる微細繊維状組織
を有する多孔質のものである。

【００２５】本発明品は、この延伸ＰＴＦＥ製人工血管
の内面に凹凸構造を付与することで得られるが、ＰＴＦ
Ｅの性状を変えずに凹凸構造を付与するために、上記微
細繊維構造の切断・収縮および／または分解・除去され
た部分を設ける。このような凹凸構造の形成方法として
は、例えば、（１）特公昭５８−１６５６号に記載の方
法、すなわち、加熱燒結工程でＰＴＦＥ多孔質体の一部
分を他の部分より高い温度に加熱するか、あるいは全体
を均一に加熱燒結した後、さらにＰＴＦＥ多孔質体の一
部分を加熱して、微細繊維の切断や融着合体、および結
節間の収縮による結節の融着合体を起こさせる方法、
（２）特公昭６３−２３２１５号に記載の方法、すなわ
ち、ＰＴＦＥ多孔質体の表面を熱風、火炎、炭酸ガスレ
ーザー等によりＰＴＦＥの熱分解温度以上に加熱して表
面の一部分を分解除去する方法、を利用することができ
る。

【００２６】これらの方法によりＰＴＦＥ多孔質体の一
部分を加熱すると、熱によってＰＴＦＥ繊維の切断が起
こって広がった結節間が凹部となり、他の結節間は収縮
し、結節が寄り集まって凸部となるが、繊維の切断時に
ＰＴＦＥの分解が起こり、ガス化して除去される。７０
０〜１０００℃の加熱炉で熱処理する場合には、繊維の
分解除去はあまり起こらず、特に低温で行うと殆ど起こ
らない。これに対して、直接ガスバーナーの火炎で処理
する場合には、切断・収縮よりも繊維の分解除去が優位
となる。通常は、微細繊維状組織の切断・収縮と分解除
去の両方が生じる。

【００２７】これらの熱処理による表面加工において、
より高温で素早く加熱すると細かい凹凸構造になり、よ
り低温でゆっくり加熱すると粗い凹凸構造となる。つま
り処理温度と速度を制御することで、所望の形状の凹凸
構造を付与することが可能である。

【００２８】ただし、これらの方法は、熱などのエネル
ギーをＰＴＦＥ多孔質体の一部に与える必要があるた
め、これを細いＰＴＦＥ多孔質チューブの内腔表面に与
えることは困難であり、特別の工夫を要する。ＰＴＦＥ
多孔質チューブの内腔表面に凹凸構造を付与する方法と
しては、例えば、ＰＴＦＥ多孔質チューブの外表面に熱
処理を行って凹凸構造を付与してから内外面を反転させ
る方法がある。この方法では、内周と外周の長さの違い
から歪みが生じて、チューブがつぶれることがあるが、
この場合、ステンレス棒等を内腔に挿入して、微細繊維
状組織構造に影響がでない程度に加熱してやるとよい。

【００２９】また、これら熱による微細繊維状組織の切
断・収縮と分解・除去以外に、化学的処理によってＰＴ
ＦＥ繊維を分解・除去する方法がある。具体的には、メ
チルリチウム、あるいはナトリウムやカリウムなどのア
ルカリ金属とナフタレンやアントラセンなどのアニオン
ラジカルとの錯体などのアルカリ金属化合物は、ＰＴＦ
Ｅを分解することができる。本発明者らは、アルカリ金
属化合物の種類、有機溶剤溶液の濃度、処理時間、温度
などを適正に制御することで、ＰＴＦＥ多孔質チューブ
の微細繊維状組織の結節を破壊せずに、繊維のみを切断
することができることを見いだした。

【００３０】化学処理の具体的条件としては、例えば、
メチルリチウム、ナトリウム−ナフタレン錯体、ナトリ
ウム−アントラセン錯体などのアルカリ金属化合物のテ
トラヒドロフランなどの有機溶剤溶液（濃度０．１〜１
０モル／リットル）に、ＰＴＦＥ多孔質チューブを浸漬
し、液温２０〜６８℃で、５〜６０分間程度保持する。

【００３１】また、これらの化学処理でＰＴＦＥ多孔質
チューブ表面に生成するフッ化ナトリウム、炭素−炭素
二重結合等のＰＴＦＥの分解物、これらとナフタレン、
アントラセンとの重合物などの分解産物は、過酸化水素
や次亜塩素酸ソーダによる酸化分解によって除去可能で
ある。

【００３２】この化学処理方法は、熱を利用する方法に
比して、内外面反転やそれに伴う管状構造の歪みの補正
などの手間が不要で、特に本発明の目的とする内径３ｍ
ｍ以下といった細い径の人工血管には、有用な方法であ
る。

【００３３】なお、本発明の人工血管は、少なくともそ
の内腔表面に凹凸構造が形成されていることが必要であ
り、内外両面に凹凸構造が形成されていてもよい。内外
両面に凹凸構造が形成されていても、通常の人工血管の
膜厚（３００〜１０００ｍｍ程度）では、大きな強度低
下は生じない。また、外表面にも凹凸構造を形成すれ
ば、人工血管の外表面からも器質化、治癒（繊維芽細胞
等組織の侵入性）が進行する。

【００３４】前記化学処理により人工血管の内腔表面の
みを処理するには、例えば、ＰＴＦＥ多孔質チューブの
一端を封止して、他端からポンプや注射器で処理液を注
入すればよい。処理液にＰＴＦＥ多孔質チューブを浸漬
すれば、内外両面に凹凸構造が形成される。

【００３５】以上のような、熱や化学処理によるＰＴＦ
Ｅ内腔表面への凹凸構造の付与は、いずれもＰＴＦＥ多
孔質チューブ内腔表面の微細繊維状組織自身を加工する
方法である。つまり、ＰＴＦＥ多孔質チューブ内腔表面
の多孔質構造において、結節部分を凸部に、繊維部分を
凹部に加工する方法である。したがって、付与できる凹
凸構造は、凹凸構造を付与する前のＰＴＦＥ多孔質チュ
ーブ内腔表面の結節間の距離などの組織構造によって制
限される。例えば、結節間距離が３０μｍより長いＰＴ
ＦＥ多孔質チューブでは、幅３０μｍ以下の凹部を形成
することは、事実上不可能である。このため、所望の凹
部平均深さや平均幅を有する凹凸構造を形成するために
は、内腔表面の微細繊維状組織、特に結節間距離を変え
たＰＴＦＥ多孔質チューブを用意する必要があるが、例
えば、特公昭４２−１３５６０号に記載の方法によれ
ば、延伸工程においてその延伸倍率を変えることなどに
よって、多様な多孔質構造のＰＴＦＥ多孔質チューブを
調製することができる。

【００３６】以上のような製法で得た本発明品には、次
のような特徴がある。（１）ＰＴＦＥ多孔質チューブに、ＰＴＦＥ以外の物質
を付与または付加するのではなく、チューブの内表面自
身を加工する方法により得られるものであるため、ＰＴ
ＦＥ自身の持つ人工血管としての特性を阻害しない。（２）多孔質チューブの内腔表面に凹凸構造が一体的に
設けられているため、凹凸構造部分の剥離・分離等の問
題がない。

【００３７】これらの特徴により、本発明品は、延伸Ｐ
ＴＦＥ製人工血管の長所である、非付着性に基づく薄い
血栓膜を形成する性質を保持したまま、その内面凹凸構
造によって形成血栓膜を安定に保持することが可能であ
り、その目的である、人工血管内腔の安定な内膜形成を
実現することができる。

【００３８】

【実施例】以下、本発明について、実施例および比較例
を挙げて具体的に説明するが、本発明は、これらの実施
例のみに限定されるものではない。

【００３９】なお、物性の測定方法は、以下の通りであ
る。〈平均繊維長〉走査型電子顕微鏡で、結節間距離を測定
し、その平均値を算出した。

【００４０】〈バブルポイント〉人工血管をイソプロピ
ルアルコールに浸漬して、管壁の孔内をイソプロピルア
ルコールで充満した後、チューブの内側より徐々に空気
圧を負荷したときに、初めて気泡が出てくる時の圧力を
測定した。

【００４１】〈漏水圧〉人工血管の内側から徐々に水圧
を負荷したときに、初めて水が人工血管外壁から出てく
る時の水圧を測定した。

【００４２】〈開存率〉人工血管を移植し、ある一定期
間生かした後の、その時点で血流が認められた人工血管
の本数の、移植した人工血管全数に対する比率で示し
た。

【００４３】〈血栓厚み〉人工血管を移植し、ある一定
期間生かした後に取りだした人工血管をホルマリン固定
後、臨界点乾燥を施し、走査型電子顕微鏡で、長軸方向
に切断した断面の内面に付着した血栓膜の厚みを測定
し、その平均値をもって表示した。

【００４４】〈内皮細胞被覆率〉同上サンプルの内表面
を血管内皮細胞が被覆している面積の、内表面全面積に
対する比率で示した。

【００４５】［実施例１］ＰＴＦＥファインパウダー
（ダイキン工業社製、ＰＴＦＥファインパウダーＦ１０
４）１００重量部に対して、ドライゾール２０重量部を
助剤として混合し、ラム押出機によってチューブ状に成
形した後に、ドライゾールを５０℃で、４８時間乾燥さ
せた。この押出チューブを電気炉中、炉温３５０℃、炉
内滞在時間１２０秒の条件で加熱しながら２５０％延伸
し、気孔率６５％、平均繊維長１０μｍ、内径２ｍｍ
φ、外径３ｍｍφのＰＴＦＥ多孔質チューブを得た。

【００４６】次いで、プロパンガス流量１５〜１８リッ
トル／分、供給空気流量１２リットル／分で、六口バー
ナー（バーナー口がチューブが通過する中心点を向くよ
うに６ケのバーナーを同一円周上に均等に配置したも
の）の中心に火炎を集中させ、ここに上記ＰＴＦＥ多孔
質チューブを線速１５ｍ／分で通過させ、外表面に凹凸
構造を付与した。その後にチューブの内外面を反転さ
せ、チューブ内に外径２ｍｍφのステンレス棒を挿入
し、電気炉中、炉温８００℃、炉内滞在時間１５秒の条
件で加熱することで、内外面の歪みを解消し、管状に復
元した。この結果、内径２ｍｍφ、外径３ｍｍφ、内腔
表面に凹部の管状構造の長軸方向の平均幅１０μｍ、平
均深さ５μｍの凹凸構造を有するＰＴＦＥ多孔質チュー
ブ製の人工血管を得た。

【００４７】［実施例２］実施例１と同様の凹凸構造付
与前のＰＴＦＥ多孔質チューブを用い、液温６０℃のナ
トリウム−ナフタレン錯体のテトラヒドロフラン溶液に
３０分間浸漬した後に、十分に水洗浄後、６０℃の３０
％過酸化水素水に２４時間浸漬し、内径２ｍｍφ、外径
３ｍｍφ、内腔表面に凹部の平均幅１０μｍ、平均深さ
２０μｍの凹凸構造を有するＰＴＦＥ多孔質チューブ製
の人工血管を得た。

【００４８】［実施例３］ＰＴＦＥファインパウダー
（ダイキン工業社製、ＰＴＦＥファインパウダーＦ１０
４）１００重量部に対して、ドライゾール２３重量部を
助剤として混合し、ラム押出機によってチューブ状に成
形した後に、ドライゾールを５０℃、４８時間で乾燥さ
せた。この押出チューブを電気炉中、炉温３５０℃、炉
内滞在時間１２０秒の条件で加熱しながら５００％延伸
し、気孔率７５％、平均繊維長３０μｍ、内径２ｍｍ
φ、外径３ｍｍφのＰＴＦＥ多孔質チューブを得た。

【００４９】次いで、線速を１２ｍ／分としたこと以外
は、実施例１と同様のプロパンガスバーナーによる凹凸
構造付与処理を行い、実施例１と同様に、内外面反転、
加熱による内外面の歪みの除去を行い、内径２ｍｍφ、
外径３ｍｍφ、内腔表面に凹部の管状構造の長軸方向の
平均幅３０μｍ、平均深さ２０μｍの凹凸構造を有する
ＰＴＦＥ多孔質チューブ製の人工血管を得た。

【００５０】［実施例４］ＰＴＦＥファインパウダー
（ダイキン工業社製、ＰＴＦＥファインパウダーＦ１０
４）１００重量部に対して、ドライゾール２３重量部を
助剤として混合し、ラム押出機によってチューブ状に成
形した後に、ドライゾールを５０℃、４８時間で乾燥さ
せた。この押出チューブを電気炉中、炉温３５０℃、炉
内滞在時間１２０秒の条件で加熱しながら７００％延伸
し、気孔率７７％、平均繊維長５０μｍ、内径２ｍｍ
φ、外径３ｍｍφのＰＴＦＥ多孔質チューブを得た。

【００５１】次いで、ナトリウム−ナフタレン錯体溶液
への浸漬時間を２０分間としてこと以外は、実施例２と
同様にして、内径２ｍｍφ、外径３ｍｍφ、内腔表面に
凹部の管状構造の長軸方向の平均幅５０μｍ、平均深さ
２０μｍの凹凸構造を有するＰＴＦＥ多孔質チューブ製
の人工血管を得た。

【００５２】［比較例１］実施例１で用いた、凹凸構造
付与前の、気孔率６５％、平均繊維長１０μｍ、内径２
ｍｍφ、外径３ｍｍφのＰＴＦＥ多孔質チューブを比較
例１とした。

【００５３】［比較例２］実施例３で用いた、凹凸構造
付与前の、気孔率７５％、平均繊維長３０μｍ、内径２
ｍｍφ、外径３ｍｍφのＰＴＦＥ多孔質チューブを比較
例２とした。

【００５４】［比較例３］実施例４で用いた、凹凸構造
付与前の、気孔率７７％、平均繊維長５０μｍ、内径２
ｍｍφ、外径３ｍｍφのＰＴＦＥ多孔質チューブを比較
例３とした。

【００５５】［比較例４］実施例３で用いたＰＴＦＥ多
孔質チューブを用い、線速を１０ｍ／分としたこと以外
は、実施例１と同様のプロパンガスバーナーによる凹凸
構造付与処理を行い、実施例１と同様に、内外面反転、
加熱による内外面の歪みの除去を行って、内径２ｍｍ
φ、外径３ｍｍφ、内腔表面に凹部の管状構造の長軸方
向の平均幅３０μｍ、平均深さ３０μｍの凹凸構造を有
するＰＴＦＥ多孔質チューブ製の人工血管を得た。これ
を比較例４とした。

【００５６】［比較例５］実施例３で用いたＰＴＦＥ多
孔質チューブを用い、プロパンガス流量１２〜１５リッ
トル／分で線速を７ｍ／分としたこと以外は、実施例１
と同様のプロパンガスバーナーによる凹凸構造付与処理
を行ない、実施例１と同様に、内外面反転、加熱による
内外面の歪みの除去を行って、内径２ｍｍφ、外径３ｍ
ｍφ、内腔表面に凹部の管状構造の長軸方向の平均幅９
０μｍ、平均深さ３０μｍの凹凸構造を有するＰＴＦＥ
多孔質チューブ製の人工血管を得た。これを比較例５と
した。

【００５７】（移植実験）前記各実施例および比較例で
得た人工血管を、それぞれ体重１３〜１５ｋｇのウサギ
の頸動脈に、移植長２ｃｍで移植を行った。移植後５
分、１時間、２４時間、６週間成育後、該人工血管を取
り出し、開存率を調査した後、ホルマリン固定後、臨界
点乾燥を行い、走査型電子顕微鏡で、人工血管内面の形
成血栓膜の厚みを観察・測定した。また、移植６週後の
サンプルでは、内皮細胞被覆率を観察・測定した。同様
に、病理組織標本を作製し、器質化の状態を観察した。

【００５８】その結果、比較例に比して、各実施例の人
工血管は、開存率は良好で、形成血栓膜厚みは薄く均一
であった。移植後５分から１時間にかけては、血栓膜の
増加および活性状態が見られたが、１日後には既に血小
板の少ないフィブリン様物質に被われた安定な血栓膜と
なっていた。また、６週後の内皮細胞被覆率は、実施例
で比較例よりも有意に高かった。各実施例の人工血管に
おいては、内皮細胞が被覆した部分は、吻合部から連続
的につながっており、生着した内皮細胞は血流方向に配
向した安定な形態を示した。病理組織標本による観察か
らも、実施例の人工血管の内面はすべて器質化されてお
り、内皮細胞に覆われた部分は平滑筋細胞を含む生体血
管の内膜様の仮性内膜となり、内皮細胞に覆われていな
い部分も器質化された安定な血栓膜となっていた。新鮮
血栓部および人工血管内面がむき出しの部分はなかっ
た。

【００５９】それに対して、比較例１〜３の人工血管
は、移植後５分〜１日では、形成血栓膜の厚みが不均一
で、移植後１日でも血小板を含む安定しない血栓が部分
的に観察された。また、移植６週後では、閉塞例も見ら
れ、開存例でも、人工血管内面に新鮮血栓部および人工
血管内面がむき出しの部分があった。内皮細胞が被覆し
た部分もあったが、その直下に比較的新しい血栓膜が認
められ、初期に形成した血栓膜の上に何度かの血栓膜が
再形成したと考えられた。比較例１〜３の人工血管で
は、実施例の人工血管で観察された吻合部からの連続性
は観察されず、内皮細胞で被覆部分の中に被覆されない
部分が存在しており、内皮細胞の配向も乱れた部分が被
覆面積の半分を占めた。

【００６０】比較例４〜５の人工血管では、移植直後か
ら顕著な血栓性が観察され、徐々に開存率が低下した。
特に比較例５の人工血管は、移植後１時間ですべて閉塞
してしまった。比較例４の人工血管も移植６週後にはす
べて閉塞した。以上の実施例、比較例の人工血管の構造
および特性、評価結果を表１にまとめた。

【００６１】

【表１】

【００６２】

【発明の効果】本発明の人工血管は、ＰＴＦＥ材質によ
る薄い血栓膜を形成する性質に加えて、内腔表面に設け
た微少な凹凸構造によってその形成血栓膜を安定に保持
する性質を合わせ持つ。この２つの性質によって形成さ
れる薄い安定な血栓膜は、人工血管内面の薄く安定な仮
性内膜の形成、特に生体血管と同等の抗血栓性を獲得す
るために必要な内皮細胞膜の形成を促進し、移植後きわ
めて短期間のうちに生体血管様の器質化を完了し、形成
された安定な内膜によって良好な開存率を長期にわたっ
て実現することが可能である。

【００６３】内径６ｍｍ以下の人工血管、特に内径３ｍ
ｍ以下の小口径領域の人工血管においては、大口径と同
じ厚みの血栓膜、仮性内膜であっても血液の流れる内腔
の径の減少率が高くなること、小口径領域では大口径よ
りも血流が遅く、血栓性が高く閉塞しやすいことから、
この薄い仮性内膜が早期に安定に完成することは、長期
開存性を獲得する上で非常に有効である。したがって、
本発明の人工血管は、大中口径領域の閉塞性血管疾患や
動脈瘤などにおける血管代替においても優れた特性を示
すが、内径６ｍｍ以下の人工血管、特に内径３ｍｍ以下
の、抹消血管や冠状動脈など小口径領域の血管疾患の治
療に使用される人工血管において、特に有効である。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の人工血管の一例を示す模式図である。

【図２】図１の点線で囲った部分（Ａ）の断面を拡大し
た模式図である。

【符号の説明】

１ＰＴＦＥ繊維（フィブリル）２結節（ノード）３人工血管内腔表面の凹凸構造の凹部４人工血管内腔表面の凹凸構造の凸部５管状四弗化エチレン樹脂多孔質体（人工血管）

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】繊維と該繊維によって互いに連結された
結節とからなる微細繊維状組織を有する管状四弗化エチ
レン樹脂多孔質体製の人工血管において、少なくともそ
の内腔表面に微細繊維状組織の切断・収縮および／また
は分解・除去された部分により形成された凹凸構造を有
することを特徴とする人工血管。
【請求項２】内腔表面に形成された凹凸構造が、平均
深さ５〜２０μｍ、かつ、管状構造の長軸方向の平均幅
１０〜５０μｍの凹部を有する請求項１記載の人工血
管。
【請求項３】繊維と該繊維によって互いに連結された
結節とからなる微細繊維状組織を有する管状四弗化エチ
レン樹脂多孔質体の少なくとも内腔表面をアルカリ金属
化合物の有機溶剤溶液で処理し、微細繊維状組織を分解
した後、分解物を除去して、少なくとも内腔表面に凹凸
構造を形成することを特徴とする人工血管の製造方法。
【請求項４】管状四弗化エチレン樹脂多孔質体の少な
くとも内腔表面をメチルリチウム、ナトリウム−ナフタ
レン錯体またはナトリウム−アントラセン錯体の有機溶
剤溶液で処理した後、過酸化水素水または次亜塩素酸ソ
ーダで処理する請求項３記載の人工血管の製造方法。