JPH0611312B2 - 経皮インプラント体 - Google Patents
経皮インプラント体Info
- Publication number
- JPH0611312B2 JPH0611312B2 JP59235138A JP23513884A JPH0611312B2 JP H0611312 B2 JPH0611312 B2 JP H0611312B2 JP 59235138 A JP59235138 A JP 59235138A JP 23513884 A JP23513884 A JP 23513884A JP H0611312 B2 JPH0611312 B2 JP H0611312B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- terminal
- hollow fiber
- skin tissue
- drug
- microporous hollow
- Prior art date
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- Materials For Medical Uses (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 本発明は親和性部材を装着したミクロポーラスホローフ
ァイバより成る経皮インプラント体に関する。
ァイバより成る経皮インプラント体に関する。
従来のｃａｎｎｕｌａ（挿管）といった生体用端子はそ
の一端が生体皮膚上にあり他端が皮下に埋設されて、そ
の貫通孔を介して輸液、各種薬液等の注入又は入工腎臓
透析等のための血流の取り出し・注入口等として使用さ
れるものであり、主としてシリコーンゴム、ふっ素樹脂
等の所謂生体不活性材より形成されたものが既に提案さ
れている。
の一端が生体皮膚上にあり他端が皮下に埋設されて、そ
の貫通孔を介して輸液、各種薬液等の注入又は入工腎臓
透析等のための血流の取り出し・注入口等として使用さ
れるものであり、主としてシリコーンゴム、ふっ素樹脂
等の所謂生体不活性材より形成されたものが既に提案さ
れている。
しかし乍らこれらは生体にとってはあくまでも異物に他
ならずその生体装着部位は一種の外傷を受けた状態に置
かれるものとなるので両者の間隙からの細菌感染等によ
り長時間の使用には到底耐え得ないものであるのみなら
ず、生体固定性に劣るため例えば揺動による出血の心配
等、幾つかの問題を有するものであるため未だ充分に普
及し得ないものとなっている。
ならずその生体装着部位は一種の外傷を受けた状態に置
かれるものとなるので両者の間隙からの細菌感染等によ
り長時間の使用には到底耐え得ないものであるのみなら
ず、生体固定性に劣るため例えば揺動による出血の心配
等、幾つかの問題を有するものであるため未だ充分に普
及し得ないものとなっている。
例えば人工膵臓等の近時その発展が著るしい所謂薬物治
療（ドラッグ・デリバリ）システム（クラウス・ヘイル
マン著「薬物治療システム」昭和５８年医菌薬出版発行
等、参照）にあっては、インスリン等の薬物の注入経路
及び極微量定量注入法等の問題が未解決であり（医器学
誌昭和５８年５３巻第２号第９０頁以下参照）、薬物注
入口として半恒久的且つ安全に使用し得る生体端子への
希求は今日一段と高まっているものと云えよう。
療（ドラッグ・デリバリ）システム（クラウス・ヘイル
マン著「薬物治療システム」昭和５８年医菌薬出版発行
等、参照）にあっては、インスリン等の薬物の注入経路
及び極微量定量注入法等の問題が未解決であり（医器学
誌昭和５８年５３巻第２号第９０頁以下参照）、薬物注
入口として半恒久的且つ安全に使用し得る生体端子への
希求は今日一段と高まっているものと云えよう。
他方、近時ハイドロキシアパタイト焼結体等のアパタイ
ト系材及びリン酸カルシウム化合物焼結体等のセラミッ
ク系材よりなる皮膚組織親和性部材の優れた生体親和
性、更に骨誘導性が解明されると共にその焼結体による
人工歯根、人工骨への利用が提案、実用されつつある
が、同焼結体の皮膚組織との生理学的反応性については
先行技術に於いて全然未解明である。
ト系材及びリン酸カルシウム化合物焼結体等のセラミッ
ク系材よりなる皮膚組織親和性部材の優れた生体親和
性、更に骨誘導性が解明されると共にその焼結体による
人工歯根、人工骨への利用が提案、実用されつつある
が、同焼結体の皮膚組織との生理学的反応性については
先行技術に於いて全然未解明である。
上記に鑑み本発明者らは鋭意研究の結果、上述したよう
な皮膚組織親和性部材は皮膚組織に対し単に親和性を有
するのみならずこれら組織と緊密且つ一体的に接合する
という事実並びに前記定量注入は薬物の自然拡散を可及
的に阻止する生体組織と接したバリヤ層によって構成さ
れたミクロポーラスホローファイバの配設により容易に
解決されることを知見し、本発明に到達したものであ
る。
な皮膚組織親和性部材は皮膚組織に対し単に親和性を有
するのみならずこれら組織と緊密且つ一体的に接合する
という事実並びに前記定量注入は薬物の自然拡散を可及
的に阻止する生体組織と接したバリヤ層によって構成さ
れたミクロポーラスホローファイバの配設により容易に
解決されることを知見し、本発明に到達したものであ
る。
以下、本発明生体端子の皮膚組織親和性部材及びミクロ
ポーラスホローファイバにつきその材料組成及び製法、
形状乃至構造、使用の態様等につき詳細に分説する。
ポーラスホローファイバにつきその材料組成及び製法、
形状乃至構造、使用の態様等につき詳細に分説する。
材料組成・製法 １．本発明に於ける皮膚組織親和性部材を“アパタイト
系材”及び“セラミック系材”に区別し、各々の材料組
成製法を記述する。
系材”及び“セラミック系材”に区別し、各々の材料組
成製法を記述する。
(a)本発明に於ける“アパタイト系材”とはその化学組
成がCa10(PO4)6(OH)2で表わされるハイドロキシアパタ
イトのみならず、ＯＨイオンのかわりに１〜１０％のカ
ーボネート(CO3)イオンやフッソ，塩素イオン或いはそ
のCaの代わりにMg等を含むこともあるその各種イオン置
換体、或いはこれらを主成分とするも焼結性、強度、細
孔度等を向上すべくこれにCa3(PO4)2, Ca4O(PO4)2, Mg
O, Na2O, K2O, CaF2, Al2O3, SiO2, CaO, Fe2O3, MnO,
MnO2,ZnO, C, SrO, PbO, BaO, TiO2, ZrO2又は各種高分
子材等々の周知各種添加剤を添加混合したものをも包含
する。
成がCa10(PO4)6(OH)2で表わされるハイドロキシアパタ
イトのみならず、ＯＨイオンのかわりに１〜１０％のカ
ーボネート(CO3)イオンやフッソ，塩素イオン或いはそ
のCaの代わりにMg等を含むこともあるその各種イオン置
換体、或いはこれらを主成分とするも焼結性、強度、細
孔度等を向上すべくこれにCa3(PO4)2, Ca4O(PO4)2, Mg
O, Na2O, K2O, CaF2, Al2O3, SiO2, CaO, Fe2O3, MnO,
MnO2,ZnO, C, SrO, PbO, BaO, TiO2, ZrO2又は各種高分
子材等々の周知各種添加剤を添加混合したものをも包含
する。
ここで、高分子との複合剤とする場合は、比較的毒性の
少ないポリエチレン，ポリプロピレン，ポリメチルメタ
クリレート，ポリウレタン，ポリエステル，ＡＢＳ樹
脂，フッ素樹脂，ポリカーボネート，ポリスルホン，エ
ポキシ樹脂，シリコン樹脂，ジアリルフタレート樹脂，
フラン樹脂等の樹脂を選ぶことができる。
少ないポリエチレン，ポリプロピレン，ポリメチルメタ
クリレート，ポリウレタン，ポリエステル，ＡＢＳ樹
脂，フッ素樹脂，ポリカーボネート，ポリスルホン，エ
ポキシ樹脂，シリコン樹脂，ジアリルフタレート樹脂，
フラン樹脂等の樹脂を選ぶことができる。
他方、その製造法としては単位或いは金属等の基材上で
の所謂焼結法を始めとして金属等の基材へのプラズマ溶
射法等を例示し得、例えばその単独焼結体は一般にハイ
ドキシアパタイト粉末を金型又はラバープレス等により
５００〜３，０００kg/cm2程度の圧力下、所謂の形状に
圧縮成形し、次いでこれを７００〜１，３００℃程度の
温度で焼結処理して得られるものであるが、その他の製
法及び組成を含めてより詳細は下記公知技術が参照され
る。すなわち、特開昭５１−４０４００、同５２−６４
１９９、同５２−８２８９３、同５２−１４２７０７、
同５２−１４７６０６、同５２−１４９８９５、同５３
−２８９９７、同５３−７５２０９、同５３−１１１０
００、同５３−１１８４１１、同５３−１４１４９４、
同５３−１１０９９９、同５４−１５８０９９、同５５
−５１７５１、同５５−１３０８５４、同５５−１４０
７５６、同５６−４５８１４、同５６−１６６８４３、
特公昭５７−４０７７６及び同５７−４０８０３号各公
報。
の所謂焼結法を始めとして金属等の基材へのプラズマ溶
射法等を例示し得、例えばその単独焼結体は一般にハイ
ドキシアパタイト粉末を金型又はラバープレス等により
５００〜３，０００kg/cm2程度の圧力下、所謂の形状に
圧縮成形し、次いでこれを７００〜１，３００℃程度の
温度で焼結処理して得られるものであるが、その他の製
法及び組成を含めてより詳細は下記公知技術が参照され
る。すなわち、特開昭５１−４０４００、同５２−６４
１９９、同５２−８２８９３、同５２−１４２７０７、
同５２−１４７６０６、同５２−１４９８９５、同５３
−２８９９７、同５３−７５２０９、同５３−１１１０
００、同５３−１１８４１１、同５３−１４１４９４、
同５３−１１０９９９、同５４−１５８０９９、同５５
−５１７５１、同５５−１３０８５４、同５５−１４０
７５６、同５６−４５８１４、同５６−１６６８４３、
特公昭５７−４０７７６及び同５７−４０８０３号各公
報。
尚、皮膚組織との接合性という観点から本発明に於いて
特に有用な焼結体の相対密度（ハイドロキシアパタイト
単結晶の密度を基準）は、６０〜９９．５％、より好ま
しくは８５〜９５％程度である。
特に有用な焼結体の相対密度（ハイドロキシアパタイト
単結晶の密度を基準）は、６０〜９９．５％、より好ま
しくは８５〜９５％程度である。
(b)本発明に於ける“セラミック材”とは、リン酸三カ
ルシウム及び／又はリン酸四カルシウムを主原料とする
焼結体、或いは金属、セラミック等の支持体をこれで溶
射乃至焼結被覆して成る被覆材であり、その焼結性、強
度、細孔度等を向上すべく、これにMgO, Na2O, K2O, Ca
F2, Al2O3, SiO2, CaO, Fe2O3, MnO, MnO2, ZnO, C, Sr
O, PbO, BaO, TiO2,ZrO2等の各種添加剤を添加混合した
ものを包含する。
ルシウム及び／又はリン酸四カルシウムを主原料とする
焼結体、或いは金属、セラミック等の支持体をこれで溶
射乃至焼結被覆して成る被覆材であり、その焼結性、強
度、細孔度等を向上すべく、これにMgO, Na2O, K2O, Ca
F2, Al2O3, SiO2, CaO, Fe2O3, MnO, MnO2, ZnO, C, Sr
O, PbO, BaO, TiO2,ZrO2等の各種添加剤を添加混合した
ものを包含する。
他方、その製造法としては単体或いは金属等の基材上で
の所謂焼結法を始めとして金属等の基材へのプラズマ溶
射法等を例示し得、例えばその単独焼結体は一般にリン
酸三カルシウム又はリン酸四カルシウムより成る原料を
金型又はラバープレス等により５００〜３，０００kg/c
m2程度の圧力下、所望の形状に圧縮成形し、次いでこれ
を７００〜１，３００℃程度の温度で焼結処理して得ら
れるものであるが、その他の製法及び組成を含めてより
詳細は下記公知技術が参照される。
の所謂焼結法を始めとして金属等の基材へのプラズマ溶
射法等を例示し得、例えばその単独焼結体は一般にリン
酸三カルシウム又はリン酸四カルシウムより成る原料を
金型又はラバープレス等により５００〜３，０００kg/c
m2程度の圧力下、所望の形状に圧縮成形し、次いでこれ
を７００〜１，３００℃程度の温度で焼結処理して得ら
れるものであるが、その他の製法及び組成を含めてより
詳細は下記公知技術が参照される。
すなわち、 特開昭５５−１４０７５６，同５５−４２２４０ 同 ５５−５６０６２，同５４−９４５１２ 同 ５６−１８８６４，同５６−１４３１５６ 同 ５６−１６６８４３，同５３−２８９９７ 同 ５３−７５２０９，特公昭５８−３９５３３号 各公報 尚、皮膚組織との接合性という観点から本発明に於いて
特に有用な焼結体，被覆材の相対密度（リン酸三カルシ
ウムの密度を基準）は、６０〜９９．５％、より好まし
くは８５〜９５％程度である。
特に有用な焼結体，被覆材の相対密度（リン酸三カルシ
ウムの密度を基準）は、６０〜９９．５％、より好まし
くは８５〜９５％程度である。
２．本発明に於けるミクロポーラスホローファイバは、
薬液導通路への生体組織の侵入並びに薬物の自然濃度拡
散に対するバリヤ層として機能し、又体液の抽出を行な
う機能を有するもので更には、生体内の各所に対し、選
択的な体液の抽入及び指向的な薬物の投与などが行なわ
れるためのミクロポーラスホローファイバの柔軟性など
種々な機能，形能を有する。ミクロポーラスホローファ
イバを形成する材料は、平均孔径を再生セルロース，ポ
リプロピレン，ＰＶＡ（ポリビニルアルコール）等０．
００７μ〜０．２μの範囲内とする多孔性部材を使用す
るのが好ましいが一般にはインプラント部位、深度及び
使用薬物及び抽出する体液の分子量、濃度、更には薬物
注入に用いるエネルギー形態，生体内の使用目的各所等
々により変更自在である。
薬液導通路への生体組織の侵入並びに薬物の自然濃度拡
散に対するバリヤ層として機能し、又体液の抽出を行な
う機能を有するもので更には、生体内の各所に対し、選
択的な体液の抽入及び指向的な薬物の投与などが行なわ
れるためのミクロポーラスホローファイバの柔軟性など
種々な機能，形能を有する。ミクロポーラスホローファ
イバを形成する材料は、平均孔径を再生セルロース，ポ
リプロピレン，ＰＶＡ（ポリビニルアルコール）等０．
００７μ〜０．２μの範囲内とする多孔性部材を使用す
るのが好ましいが一般にはインプラント部位、深度及び
使用薬物及び抽出する体液の分子量、濃度、更には薬物
注入に用いるエネルギー形態，生体内の使用目的各所等
々により変更自在である。
以上詳述の通り本発明、皮膚組織親和性部材を皮膚組織
との接触部分に形成したミクロポーラスホローファイバ
の形態は使用目的に応じて所望のものとなし得るが、そ
の典型例につき添付図面を参照して詳述すれば、次の通
りである。
との接触部分に形成したミクロポーラスホローファイバ
の形態は使用目的に応じて所望のものとなし得るが、そ
の典型例につき添付図面を参照して詳述すれば、次の通
りである。
すなわち、第１図は本発明生体端子の１例を示す断面図
であり、図中、薬物注入口として使用される生体端子１
は共に皮膚組織親和性部材より成る端子頭部２と同底部
３とを一体的に結合して成るものであり、その内部乃至
端部に例えば０．２μの孔径を有する例えばＰＶＡ（ポ
リビニルアルコール）等の多孔性部材により形成された
ミクロポーラスホローファイバ４を装着しミクロポーラ
スホローファイバ４の先端部には、例えばミクロポーラ
スホローファイバ４と同質の多孔性部材５を結合して成
るものであり、そのミクロポーラスホローファイバ４を
介して所望の薬物が生体内に注入され、又、種々なセン
サ素子が導入される。
であり、図中、薬物注入口として使用される生体端子１
は共に皮膚組織親和性部材より成る端子頭部２と同底部
３とを一体的に結合して成るものであり、その内部乃至
端部に例えば０．２μの孔径を有する例えばＰＶＡ（ポ
リビニルアルコール）等の多孔性部材により形成された
ミクロポーラスホローファイバ４を装着しミクロポーラ
スホローファイバ４の先端部には、例えばミクロポーラ
スホローファイバ４と同質の多孔性部材５を結合して成
るものであり、そのミクロポーラスホローファイバ４を
介して所望の薬物が生体内に注入され、又、種々なセン
サ素子が導入される。
第２図は本発明生体端子の第二の実施例を示す断面図で
ある。これは所望薬物の種類によって汚染のしやすさ並
びに効果の低下が速いものなどに対し、常に薬物の循環
を行なうかあるいは抗生物質によるフラッシングなどが
行なえるように構成したものである。図中、薬物注入口
９に更に薬物注出口１０を設けた生体端子IIは第１図と
同様に皮膚組織親和性部材より成る端子頭部６と同底部
７とを一体的に結合して成るものであり、その内部及び
至端部に例えば、前記第一の実施例と同様の部材を用い
たミクロポーラスホローファイバ８を装着し、そのミク
ロポーラスホローファイバ８を介して所望薬物が生体内
に注入され、この薬物が生体内を循環した後、生体外へ
取り出される。以上第１図第２図に示した実施例におい
て皮膚組織親和性部材及びミクロポーラスホローファイ
バよりなる生体端子はミクロポーラスホローファイバの
みの交換が可能であり、長期的使用に耐え得るものであ
る。
ある。これは所望薬物の種類によって汚染のしやすさ並
びに効果の低下が速いものなどに対し、常に薬物の循環
を行なうかあるいは抗生物質によるフラッシングなどが
行なえるように構成したものである。図中、薬物注入口
９に更に薬物注出口１０を設けた生体端子IIは第１図と
同様に皮膚組織親和性部材より成る端子頭部６と同底部
７とを一体的に結合して成るものであり、その内部及び
至端部に例えば、前記第一の実施例と同様の部材を用い
たミクロポーラスホローファイバ８を装着し、そのミク
ロポーラスホローファイバ８を介して所望薬物が生体内
に注入され、この薬物が生体内を循環した後、生体外へ
取り出される。以上第１図第２図に示した実施例におい
て皮膚組織親和性部材及びミクロポーラスホローファイ
バよりなる生体端子はミクロポーラスホローファイバの
みの交換が可能であり、長期的使用に耐え得るものであ
る。
尚、皮膚組織親和性部材よりなる生体端子においては、
薬物注入口と薬物注出口が一体成形されているが、薬物
投与面積の拡張など使用目的に応じ第２図Ａ−Ｂ間を分
離してもよい。
薬物注入口と薬物注出口が一体成形されているが、薬物
投与面積の拡張など使用目的に応じ第２図Ａ−Ｂ間を分
離してもよい。
他方、多孔性部材は皮膚組織との接触部分に介在すれば
所定の目的を達成し得るので、ミクロポーラスホローフ
ァイバの要部すなわち皮膚組織との接触部分のみをアパ
タイト焼結被覆材（特開昭５２−８２８９３号，同５３
−７５２０９号及び同５３−１１８４１１号公報等、参
照）で形成してもよい。さらに、ミクロポーラスホロー
ファイバにハイドロキシアパタイト溶射乃至焼結層を形
成して成る生体端子としたものであっても良い。
所定の目的を達成し得るので、ミクロポーラスホローフ
ァイバの要部すなわち皮膚組織との接触部分のみをアパ
タイト焼結被覆材（特開昭５２−８２８９３号，同５３
−７５２０９号及び同５３−１１８４１１号公報等、参
照）で形成してもよい。さらに、ミクロポーラスホロー
ファイバにハイドロキシアパタイト溶射乃至焼結層を形
成して成る生体端子としたものであっても良い。
更に、ミクロポーラスホローファイバの先端部において
は第３図の１１に示すように熱溶着等により封じしたも
のでもよい。
は第３図の１１に示すように熱溶着等により封じしたも
のでもよい。
以上から明らかなように、本発明生体端子は多様な形状
・構造及び寸法をとり得るものであって特定形態に限定
されるものではない。
・構造及び寸法をとり得るものであって特定形態に限定
されるものではない。
以下、本発明を実験例により詳細に説明する。
実験例Ｉ １．生体端子の製造 ハイドロキシアパタイト粉末は、０．５モル／水酸カ
ルシウムと０．３モル／リン酸溶液を徐々に滴下し、
３７℃で１日反応させて合成し、これを濾過乾燥して得
た。この合成粉末を金型に充填し、８００kg/cm2の圧力
で圧縮成形し径２mmの貫通孔を有し且つカサ密度１．６
g/cm3の圧粉体を得た。これを端子頭部形状（第１図参
照）に旋盤及び歯科用ダイヤモンドバーで切削、加工し
た。同様に前記合成粉末を金型に充填圧縮成形、切削加
工して端子底部（第１図参照）とした。次いで、両圧粉
体の貫通孔を接合し、更に両者間に予め水を加え乳鉢で
よく練ったゲル状アパタイト粉末を塗布し、接着した。
これを１，２５０℃で１時間焼結処理して圧縮強度５，
０００kg/cm2、曲げ強度１，２００kg/cm2、相対密度９
５％且つ接着部も均一に焼結した第１図に図示の通りの
生体端子を得た。
ルシウムと０．３モル／リン酸溶液を徐々に滴下し、
３７℃で１日反応させて合成し、これを濾過乾燥して得
た。この合成粉末を金型に充填し、８００kg/cm2の圧力
で圧縮成形し径２mmの貫通孔を有し且つカサ密度１．６
g/cm3の圧粉体を得た。これを端子頭部形状（第１図参
照）に旋盤及び歯科用ダイヤモンドバーで切削、加工し
た。同様に前記合成粉末を金型に充填圧縮成形、切削加
工して端子底部（第１図参照）とした。次いで、両圧粉
体の貫通孔を接合し、更に両者間に予め水を加え乳鉢で
よく練ったゲル状アパタイト粉末を塗布し、接着した。
これを１，２５０℃で１時間焼結処理して圧縮強度５，
０００kg/cm2、曲げ強度１，２００kg/cm2、相対密度９
５％且つ接着部も均一に焼結した第１図に図示の通りの
生体端子を得た。
ここに於いて、端子底部は直径５．４mm、厚さ２mm、端
子頭部首部分の径は４mm及び内径２mmである。
子頭部首部分の径は４mm及び内径２mmである。
尚、焼結温度を１，１００℃とした場合に得られる焼結
体にあっては、相対密度８５％、圧縮強度３，０００kg
/cm2、曲げ強度７００kg/cm2であった。これにミクロポ
ーラスホローファイバ（平均孔径０．２μのＰＶＡ（ポ
リビニルアルコール））を第１図の様に端子内に装着し
て試供品とした。
体にあっては、相対密度８５％、圧縮強度３，０００kg
/cm2、曲げ強度７００kg/cm2であった。これにミクロポ
ーラスホローファイバ（平均孔径０．２μのＰＶＡ（ポ
リビニルアルコール））を第１図の様に端子内に装着し
て試供品とした。
２．動物実験 上記生体端子を雑種成犬の側腹部皮膚に埋設し、経時観
察した結果、端子は底部及び首部分に於いて術後約２週
目で皮膚組織と強く結合接着して引っ張っても取れない
状態となり、１年経過後でも肉眼的には炎症反応などの
異常所見は何ら認められなかった。
察した結果、端子は底部及び首部分に於いて術後約２週
目で皮膚組織と強く結合接着して引っ張っても取れない
状態となり、１年経過後でも肉眼的には炎症反応などの
異常所見は何ら認められなかった。
また、通常の組織学的検索でも炎症細胞などは認められ
なかった。
なかった。
他方、対照とした同形状のシリコーンゴム製端子にあっ
ては術後４週目でも皮膚との接着は全然認められず既に
炎症性の発赤が認められた。又、２ケ月目には炎症が進
行し化膿し始め、３ケ月目には脱落した。
ては術後４週目でも皮膚との接着は全然認められず既に
炎症性の発赤が認められた。又、２ケ月目には炎症が進
行し化膿し始め、３ケ月目には脱落した。
実験例II 前記ハイドロキシアパタイト粉末に添加剤としてCa3(PO
4)27%,MgO 0.8%,Na2O 1.8%,K2O 0.2%，及びCaFe 0.2%を
添加した混合粉末を出発材料とした点を除き、他は前記
例と同様にして内径１．３mm，外径２．０mm，長さ８mm
の金管を含む小円柱状焼結体を製造し、これを研摩材で
研摩処理して添付第４図に図示する端子底部は直径５．
４mm，厚さ２mm，端子頭部首部分の径４mmの微小管状端
子を得た。
4)27%,MgO 0.8%,Na2O 1.8%,K2O 0.2%，及びCaFe 0.2%を
添加した混合粉末を出発材料とした点を除き、他は前記
例と同様にして内径１．３mm，外径２．０mm，長さ８mm
の金管を含む小円柱状焼結体を製造し、これを研摩材で
研摩処理して添付第４図に図示する端子底部は直径５．
４mm，厚さ２mm，端子頭部首部分の径４mmの微小管状端
子を得た。
この端子の焼結体部分の長さは８mmであった。
次にこれに平均孔径０．２μのＰＶＡ（ポリビニルアル
コール）よりなるミクロポーラスホローファイバを第４
図のように連結した後、成犬胸部に各々２カ所に渡って
その先端が皮下に位置するように刺通埋設した処、約３
週間後、これらの端子は、皮膚組織と完全に接合固定さ
れた状態となった。
コール）よりなるミクロポーラスホローファイバを第４
図のように連結した後、成犬胸部に各々２カ所に渡って
その先端が皮下に位置するように刺通埋設した処、約３
週間後、これらの端子は、皮膚組織と完全に接合固定さ
れた状態となった。
そこで、一方の端子端部を生理食塩水の充填された導管
に接合し、直流抵抗を測定した結果（不関導子としては
アドバンスエレクトロード社製心電図用電極レクロード
Ｒを他の剃毛胸部に貼着使用）、１．７kΩの値が得ら
れた。角質層を介した皮膚抵抗が通常１００kΩ程度で
あることと対比すると、抵抗の著るしい低下が認められ
る。
に接合し、直流抵抗を測定した結果（不関導子としては
アドバンスエレクトロード社製心電図用電極レクロード
Ｒを他の剃毛胸部に貼着使用）、１．７kΩの値が得ら
れた。角質層を介した皮膚抵抗が通常１００kΩ程度で
あることと対比すると、抵抗の著るしい低下が認められ
る。
次に他方の端子端部より径０．５mm，長さ20mmの微少針
型ブドウ糖センサ素子を挿入し、ブドウ糖の反応を確認
した。
型ブドウ糖センサ素子を挿入し、ブドウ糖の反応を確認
した。
添付第１図は本発明生体端子の模式断面図である。 添付第２図，第３図及び第４図は本発明の実施例を示す
断面図である。 I,II,IV……生体端子（皮膚組織親和性部材）、 III……皮膚組織親和性部材、 ２，６，１４……端子頭部（皮膚組織親和性部材）、 ３，７，１７……端子底部（皮膚組織親和性部材）、 ４，８，１２……ミクロポーラスホローファイバ、 １３……皮膚組織、５，１６……多孔性部材、 １５……金属管、１１……溶着部、 ９……薬物注入口、１０……薬物注出口。
断面図である。 I,II,IV……生体端子（皮膚組織親和性部材）、 III……皮膚組織親和性部材、 ２，６，１４……端子頭部（皮膚組織親和性部材）、 ３，７，１７……端子底部（皮膚組織親和性部材）、 ４，８，１２……ミクロポーラスホローファイバ、 １３……皮膚組織、５，１６……多孔性部材、 １５……金属管、１１……溶着部、 ９……薬物注入口、１０……薬物注出口。
Claims (1)
- 【請求項１】少なくとも皮膚組織との接触部分がリン酸
カルシウム系部材で形成された、ミクロポーラスホロー
ファイバより成ることを特徴とする経皮インプラント
体。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59235138A JPH0611312B2 (ja) | 1984-11-09 | 1984-11-09 | 経皮インプラント体 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59235138A JPH0611312B2 (ja) | 1984-11-09 | 1984-11-09 | 経皮インプラント体 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61115568A JPS61115568A (ja) | 1986-06-03 |
| JPH0611312B2 true JPH0611312B2 (ja) | 1994-02-16 |
Family
ID=16981614
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP59235138A Expired - Lifetime JPH0611312B2 (ja) | 1984-11-09 | 1984-11-09 | 経皮インプラント体 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0611312B2 (ja) |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS598049B2 (ja) * | 1981-08-05 | 1984-02-22 | 新日本製鐵株式会社 | 磁気特性の優れた無方向性電磁鋼板の製造法 |
-
1984
- 1984-11-09 JP JP59235138A patent/JPH0611312B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS61115568A (ja) | 1986-06-03 |
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