JPH0696024B2 - 人工血管用基材およびその製造方法 - Google Patents
人工血管用基材およびその製造方法Info
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- JPH0696024B2 JPH0696024B2 JP61303916A JP30391686A JPH0696024B2 JP H0696024 B2 JPH0696024 B2 JP H0696024B2 JP 61303916 A JP61303916 A JP 61303916A JP 30391686 A JP30391686 A JP 30391686A JP H0696024 B2 JPH0696024 B2 JP H0696024B2
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Description
【発明の詳細な説明】 《産業上の利用分野》 本発明は、耐屈曲性を有するポリウレタン系の人工血管
用基材およびその製造方法に関する。
用基材およびその製造方法に関する。
《従来技術とその問題点》 人工血管用基材としては、ポリエステル繊維、例えばダ
クロン（商品名）などの繊維を管状に編組したものや、
ポリ四ふっ化エチレン系の多孔性物質例えばゴアテック
ス（商品名）によるものが公知である。この種の基材を
人工血管として生体中に使用するときには、中空管状の
基材の内壁に血栓を形成し、その内面上に偽内膜を形成
させて、その内側を血液が流れるような態様で使用され
ており、この点から管径を小さくすると、血栓そのもの
で、人工血管用基材を閉塞に到らしめる惧れがある。
クロン（商品名）などの繊維を管状に編組したものや、
ポリ四ふっ化エチレン系の多孔性物質例えばゴアテック
ス（商品名）によるものが公知である。この種の基材を
人工血管として生体中に使用するときには、中空管状の
基材の内壁に血栓を形成し、その内面上に偽内膜を形成
させて、その内側を血液が流れるような態様で使用され
ており、この点から管径を小さくすると、血栓そのもの
で、人工血管用基材を閉塞に到らしめる惧れがある。
このため、従来より汎用されているこれらの人工血管用
基材は、内径5mm程度以下の微小口径の血管の代替とし
ては適さないとされている。
基材は、内径5mm程度以下の微小口径の血管の代替とし
ては適さないとされている。
一方、人工血管用基材の内壁に親水性のポリマーなどを
グラフトすることによって内壁への血栓の生成を防止す
る方法が提案されており、この方法によれば小口径の人
工血管も可能となるが、基材自体には当然ながら、生体
適合性、屈曲に対する耐性、可撓性、吻合適合性などが
要求される。
グラフトすることによって内壁への血栓の生成を防止す
る方法が提案されており、この方法によれば小口径の人
工血管も可能となるが、基材自体には当然ながら、生体
適合性、屈曲に対する耐性、可撓性、吻合適合性などが
要求される。
このような小口径の人工血管用基材の製造方法として、
本出願人はポリウレタン系材質の多孔質化に関する方法
について特願昭61−52353号を提案している。
本出願人はポリウレタン系材質の多孔質化に関する方法
について特願昭61−52353号を提案している。
この出願に係る方法により得られる人工血管用基材は、
平滑な内層と多孔質状の外層とを備えており、この平滑
な内層の表面に含水グルを形成する物質として親水性ポ
リマーをグラウトして人工血管として供されるものであ
る。
平滑な内層と多孔質状の外層とを備えており、この平滑
な内層の表面に含水グルを形成する物質として親水性ポ
リマーをグラウトして人工血管として供されるものであ
る。
ところで、内面に含水ゲルを有するこの種の多孔質ウレ
タンチューブを基材とする人工血管は、優れた抗血栓性
を示し、高い開存率を有することが期待されるが、チュ
ーブ自身の屈曲性に劣るという問題があった。
タンチューブを基材とする人工血管は、優れた抗血栓性
を示し、高い開存率を有することが期待されるが、チュ
ーブ自身の屈曲性に劣るという問題があった。
そこで、単にこの屈曲性を向上させるためだけであれ
ば、チューブの多孔質部分の厚みを増加すれば足りる
が、その場合は柔軟性が低下し、かつ吻合時の針の刺入
性が悪化する等の他の問題が生じる。
ば、チューブの多孔質部分の厚みを増加すれば足りる
が、その場合は柔軟性が低下し、かつ吻合時の針の刺入
性が悪化する等の他の問題が生じる。
このため耐屈曲性を犠牲にして、多孔質部分の厚みを薄
くしているのが実情であるが、厚みが薄いとチューブと
しての強度も小さくなって高い圧力下では破裂の危険が
あった。
くしているのが実情であるが、厚みが薄いとチューブと
しての強度も小さくなって高い圧力下では破裂の危険が
あった。
本発明者らは上述の問題点に鑑み、人工血管用基材とし
て柔軟性の指標としてのコンプライアンスや吻合時の操
作性を損わずに耐屈曲性を向上させることを目的として
鋭意検討し、本発明の完成に至った。
て柔軟性の指標としてのコンプライアンスや吻合時の操
作性を損わずに耐屈曲性を向上させることを目的として
鋭意検討し、本発明の完成に至った。
《問題点を解決するための手段》 上記目的を達成するために、この発明は人工血管用基材
において、多孔質エラストマー材料からなる管状基材層
と、この管状基材層の内周に設けられた内層と、前記管
状基材層の外周に螺旋状に捲回されたモノフィラメント
状強化材と、この強化材を部分的に包囲し、且つ前記管
状基材層の外周に形成された多孔質エラストマー材料か
らなる剥離可能な外被層とを有することを特徴とする。
において、多孔質エラストマー材料からなる管状基材層
と、この管状基材層の内周に設けられた内層と、前記管
状基材層の外周に螺旋状に捲回されたモノフィラメント
状強化材と、この強化材を部分的に包囲し、且つ前記管
状基材層の外周に形成された多孔質エラストマー材料か
らなる剥離可能な外被層とを有することを特徴とする。
また、上記人工血管用基材の製造方法として、エラスト
マー材料を溶媒に溶解した溶液に無機塩類を添加混合し
て粘度調整をした後、これを押出機から環状に押出し所
定長に切断する管状基材形成工程と、 前記管状基材中の溶媒を除去して乾燥固化した後、その
外周にモノフィラメント状強化材を螺旋状に捲回する強
化材捲回工程と、 前記強化材が捲回された前記管状基材の外周に前記エラ
ストマー材料と相溶性を有する材料に無機塩類を添加混
合した被覆材料を環状に押出して減圧下に被覆する外被
層形成工程と、 この後に前記管状基材の内周に内層を形成する内層形成
工程と、 しかる後に前記管状基材および前記外被層の無機塩類を
除去して多孔質化させる多孔質形成工程とからなること
を特徴とする。
マー材料を溶媒に溶解した溶液に無機塩類を添加混合し
て粘度調整をした後、これを押出機から環状に押出し所
定長に切断する管状基材形成工程と、 前記管状基材中の溶媒を除去して乾燥固化した後、その
外周にモノフィラメント状強化材を螺旋状に捲回する強
化材捲回工程と、 前記強化材が捲回された前記管状基材の外周に前記エラ
ストマー材料と相溶性を有する材料に無機塩類を添加混
合した被覆材料を環状に押出して減圧下に被覆する外被
層形成工程と、 この後に前記管状基材の内周に内層を形成する内層形成
工程と、 しかる後に前記管状基材および前記外被層の無機塩類を
除去して多孔質化させる多孔質形成工程とからなること
を特徴とする。
本発明の管状基材層、平滑な内層および外被層に使用さ
れるエラストマー材料としては、ポリウレタン，ポリウ
レタンウレア、あるいはこれらとシリコーンポリマーと
のブレンド物、シリコーンポリマーなどがあげられ、ポ
リウレタンあるいはポリウレタンウレアは生体内での耐
久性の面からポリエーテル型のものが、さらに好ましく
はポリエーテルセグメント化ポリウレタンあるいはポリ
エーテルセグメント化ポリウレタンウレアなどが挙げら
れる。
れるエラストマー材料としては、ポリウレタン，ポリウ
レタンウレア、あるいはこれらとシリコーンポリマーと
のブレンド物、シリコーンポリマーなどがあげられ、ポ
リウレタンあるいはポリウレタンウレアは生体内での耐
久性の面からポリエーテル型のものが、さらに好ましく
はポリエーテルセグメント化ポリウレタンあるいはポリ
エーテルセグメント化ポリウレタンウレアなどが挙げら
れる。
上記のエラストマー材料は溶媒に溶解して用いられる
が、本発明に使用できる溶媒は、エラストマー材料がポ
リエーテルセグメント化ポリウレタンあるいはポリエー
テルセグメント化ポリウレタンウレアである場合には、
テトラヒドロフラン、ジメチルホルムアミドが挙げられ
る。
が、本発明に使用できる溶媒は、エラストマー材料がポ
リエーテルセグメント化ポリウレタンあるいはポリエー
テルセグメント化ポリウレタンウレアである場合には、
テトラヒドロフラン、ジメチルホルムアミドが挙げられ
る。
多孔質化のため添加混合される無機塩類としては、炭酸
カルシウム、酸化マグネシウム、水酸化マグネシウム、
塩化ナトリウムなどがあげられ、事後において塩酸、硫
酸、硝酸酢酸などの酸によって溶出可能なものであれば
よく、添加量は連続気孔を形成させる点からエラストマ
ー100重量部に対して500重量部以上が望ましい。
カルシウム、酸化マグネシウム、水酸化マグネシウム、
塩化ナトリウムなどがあげられ、事後において塩酸、硫
酸、硝酸酢酸などの酸によって溶出可能なものであれば
よく、添加量は連続気孔を形成させる点からエラストマ
ー100重量部に対して500重量部以上が望ましい。
またモノフィラメント状強化材としては、ポリエチレ
ン、ポリプロピレンなどのように剛性を有し、生体内で
分解吸収される惧れのないものが望ましい。フィラメン
トの太さ、螺旋状の巻きピッチは人工血管としての仕様
に応じて決定されるが、巻きピッチは１〜20mm、より好
ましくは１〜5mmであり、巻き付けに当たってはモノフ
ィラメントを予めコイル状に成型しておいてもよい。
ン、ポリプロピレンなどのように剛性を有し、生体内で
分解吸収される惧れのないものが望ましい。フィラメン
トの太さ、螺旋状の巻きピッチは人工血管としての仕様
に応じて決定されるが、巻きピッチは１〜20mm、より好
ましくは１〜5mmであり、巻き付けに当たってはモノフ
ィラメントを予めコイル状に成型しておいてもよい。
外被層は、強化材としてのモノフィラメント外周の全周
を包囲することなく若干の隙間を有するように、外被層
を環状に押出しつつ減圧下に被覆し、吻合時など必要時
には、この外被層を剥離することが可能な程度に管状基
材層と接合させておくことが重要である。
を包囲することなく若干の隙間を有するように、外被層
を環状に押出しつつ減圧下に被覆し、吻合時など必要時
には、この外被層を剥離することが可能な程度に管状基
材層と接合させておくことが重要である。
さらに、直接人工血管として使用できる基材を製造する
場合、ハイドロゲル形成層としては、ポリビニルアルコ
ール、とりわけ重合度が500〜10000、鹸化度が80以上の
ものや、エチレン−ビニルアルコール共重合体でビニル
アルコール含量の多いものなどが冷水には溶解せず膨潤
してハイドロゲルとなりやすく、抗血栓性、耐久性など
の点から好ましい。
場合、ハイドロゲル形成層としては、ポリビニルアルコ
ール、とりわけ重合度が500〜10000、鹸化度が80以上の
ものや、エチレン−ビニルアルコール共重合体でビニル
アルコール含量の多いものなどが冷水には溶解せず膨潤
してハイドロゲルとなりやすく、抗血栓性、耐久性など
の点から好ましい。
《実施例》 以下に、本発明の好適な実施例について添附図面を用い
て説明する。
て説明する。
実施例１ まず、ポリエーテルセグメント化ポリウレタン100重量
部をテトラヒドロフラン600重量部に溶解し、粘稠なポ
リマー溶液を得る。次にこれに平均粒径1.7μｍの軟質
炭酸カルシウム450重量部と、平均粒径２μの酸化マグ
ネシウム90重量部とを加えて混練し、テトラヒドロフラ
ンの一部を揮散させて、シリンダー径9.55mm、オリフィ
ス径2.96mm、荷重2160gとしたメルトインディクサーに
よる常温での流出量が1.25g/10分程度の粘度のペースト
状物となし、これをスクリュー式の押出機１に供給して
内径3mm、外径4mmの環状のダイ２より押出して、これを
引取機３により引取つつ、約50〜60cmの長さに切断した
管状物Ａを製造する。そして管状物Ａを、第２図に示す
ように水槽４に浸漬して脱溶媒して固化し、さらにこれ
を充分乾燥させた。
部をテトラヒドロフラン600重量部に溶解し、粘稠なポ
リマー溶液を得る。次にこれに平均粒径1.7μｍの軟質
炭酸カルシウム450重量部と、平均粒径２μの酸化マグ
ネシウム90重量部とを加えて混練し、テトラヒドロフラ
ンの一部を揮散させて、シリンダー径9.55mm、オリフィ
ス径2.96mm、荷重2160gとしたメルトインディクサーに
よる常温での流出量が1.25g/10分程度の粘度のペースト
状物となし、これをスクリュー式の押出機１に供給して
内径3mm、外径4mmの環状のダイ２より押出して、これを
引取機３により引取つつ、約50〜60cmの長さに切断した
管状物Ａを製造する。そして管状物Ａを、第２図に示す
ように水槽４に浸漬して脱溶媒して固化し、さらにこれ
を充分乾燥させた。
しかる後、この管状物Ａの外周に繊維径約0.3mmのポリ
プロピレンモノフィラメントからなる補強材Ｂを、ピッ
チ1mmで巻き付け、これを外径7mm、内径6.5mmの環状の
ダイを取付けた被覆装置に通して、上記の管状物Ａに使
用したものと同一のペースト状物により300mm水柱の減
圧下で厚み0.5mmに被覆し、水槽に浸漬して被覆層の脱
溶媒を行なった後乾燥して外被層Ｆを形成した。次い
で、管状物Ａに１〜5Nの希塩酸を約１分間流通させて、
その内側の軟質炭酸カルシウムおよび酸化マグネシウム
を部分的に溶出除去し、厚み約20μｍの内側多孔質層Ｃ
を形成した。
プロピレンモノフィラメントからなる補強材Ｂを、ピッ
チ1mmで巻き付け、これを外径7mm、内径6.5mmの環状の
ダイを取付けた被覆装置に通して、上記の管状物Ａに使
用したものと同一のペースト状物により300mm水柱の減
圧下で厚み0.5mmに被覆し、水槽に浸漬して被覆層の脱
溶媒を行なった後乾燥して外被層Ｆを形成した。次い
で、管状物Ａに１〜5Nの希塩酸を約１分間流通させて、
その内側の軟質炭酸カルシウムおよび酸化マグネシウム
を部分的に溶出除去し、厚み約20μｍの内側多孔質層Ｃ
を形成した。
この後、管状物Ａを水洗いして真空凍結乾燥させた後、
第３図に示すように、重合度1700,鹸化度99％以上のポ
リビニルアルコールの５％水溶液中に該管状物Ａの一端
を立設状態に保持した後、上端を吸引することによっ
て、下方からポリビニルアルコール水溶液を上昇させる
操作を３回繰返した後、これを乾燥してほぼ内側多孔質
層Ｃに相当した15〜20μｍの厚み分だけ管状物Ａ内に埋
設した厚み25〜30μｍのハイドロゲル層Ｄを形成した。
引き続いてこの管状物Ａを、１〜5N（規定）の塩酸を満
たした耐圧容器に浸漬し、減圧下で内側多孔質層Ｃの外
側の軽質炭酸カルシウムおよび酸化マグネシウムを溶出
させ、連続気孔を有する基材層Ｅを形成し、希塩酸によ
るすすぎおよび水洗いを繰返した後、その多孔質形状を
保つため真空凍結乾燥法によって真空度2mmHg以下で12
時間乾燥した。
第３図に示すように、重合度1700,鹸化度99％以上のポ
リビニルアルコールの５％水溶液中に該管状物Ａの一端
を立設状態に保持した後、上端を吸引することによっ
て、下方からポリビニルアルコール水溶液を上昇させる
操作を３回繰返した後、これを乾燥してほぼ内側多孔質
層Ｃに相当した15〜20μｍの厚み分だけ管状物Ａ内に埋
設した厚み25〜30μｍのハイドロゲル層Ｄを形成した。
引き続いてこの管状物Ａを、１〜5N（規定）の塩酸を満
たした耐圧容器に浸漬し、減圧下で内側多孔質層Ｃの外
側の軽質炭酸カルシウムおよび酸化マグネシウムを溶出
させ、連続気孔を有する基材層Ｅを形成し、希塩酸によ
るすすぎおよび水洗いを繰返した後、その多孔質形状を
保つため真空凍結乾燥法によって真空度2mmHg以下で12
時間乾燥した。
この実施例１により得られたハイドロゲル層Ｄを形成し
た人工血管用基材はそのまま人工血管として使用され、
第４図に示す如き断面形状を有し、内径約3mm,外径3.7m
mで、その内面にはハイドロゲル層Ｄの一部である平滑
な層が約10μｍ、多孔質基材への埋入厚みが約15〜20μ
ｍで合計約25〜30μｍのハイドロゲル層Ｄと、約320μ
ｍの厚みで平均孔径が６〜10μｍで気孔率が約80％の多
孔質基材層Ｅと、その外周にピッチ1mmで捲回されたポ
リプロピレンモノフィラメントによる補強材Ｂおよび、
この補強材を部分的に包囲する多孔質の外被層Ｆとから
構成されている。
た人工血管用基材はそのまま人工血管として使用され、
第４図に示す如き断面形状を有し、内径約3mm,外径3.7m
mで、その内面にはハイドロゲル層Ｄの一部である平滑
な層が約10μｍ、多孔質基材への埋入厚みが約15〜20μ
ｍで合計約25〜30μｍのハイドロゲル層Ｄと、約320μ
ｍの厚みで平均孔径が６〜10μｍで気孔率が約80％の多
孔質基材層Ｅと、その外周にピッチ1mmで捲回されたポ
リプロピレンモノフィラメントによる補強材Ｂおよび、
この補強材を部分的に包囲する多孔質の外被層Ｆとから
構成されている。
実施例１と同一材料、同一方法で管状物Ａを得た。そし
てこの管状物Ａを水槽に浸漬して脱溶媒して固化し、さ
らにこれを充分乾燥させた。次いで、実施例１に使用し
たものと同じモノフィラメントからなる補強材Ｂを、実
施例１と同じピッチで管状物Ａの外周に螺旋状に捲回
し、実施例１と同様に外被層Ｆを形成し、脱溶媒、乾燥
を行なった。
てこの管状物Ａを水槽に浸漬して脱溶媒して固化し、さ
らにこれを充分乾燥させた。次いで、実施例１に使用し
たものと同じモノフィラメントからなる補強材Ｂを、実
施例１と同じピッチで管状物Ａの外周に螺旋状に捲回
し、実施例１と同様に外被層Ｆを形成し、脱溶媒、乾燥
を行なった。
しかる後、ポリエーテルセグメント化ポリウレタンをテ
トラヒドロフランに溶解した濃度５％溶液を満たした槽
中に一端を立設状態に保持した後、他端を吸引すること
によって、下方から溶液を上昇させる操作を３回繰返し
て厚みが約50μｍの平滑な内面を有する内層Ｇを形成し
た。
トラヒドロフランに溶解した濃度５％溶液を満たした槽
中に一端を立設状態に保持した後、他端を吸引すること
によって、下方から溶液を上昇させる操作を３回繰返し
て厚みが約50μｍの平滑な内面を有する内層Ｇを形成し
た。
しかる後、この管状物Ａを水洗し、アスピレータに約５
分間接続して内層Ｇを乾燥した。次いでこの管状物Ａを
塩酸を満たした耐圧容器に浸漬し、減圧下で無機塩（炭
酸カルシウムおよび酸化マグネシウム）と塩酸との反応
による水素の発生が見られなくなる迄処理し無機塩を溶
出させた。この後希塩酸で数回すすぎ、さらに水洗いし
て塩酸や無機物を洗滌除去した後、その多孔質形状を保
つため真空凍結乾燥法によって真空度2mmHg以下で12時
間乾燥した。
分間接続して内層Ｇを乾燥した。次いでこの管状物Ａを
塩酸を満たした耐圧容器に浸漬し、減圧下で無機塩（炭
酸カルシウムおよび酸化マグネシウム）と塩酸との反応
による水素の発生が見られなくなる迄処理し無機塩を溶
出させた。この後希塩酸で数回すすぎ、さらに水洗いし
て塩酸や無機物を洗滌除去した後、その多孔質形状を保
つため真空凍結乾燥法によって真空度2mmHg以下で12時
間乾燥した。
このようにして得た多孔質状の人工血管用基材は、第５
図に示すように、内径約3mm、外径3.8mmで内径側には厚
み約50μｍの実質的に無孔の内層Ｇと、平均孔径が６〜
10μｍで気孔率が80％の基材層Ｅと、この外周に捲回さ
れたモノフィラメント状強化材Ｂおよびこれを部分的に
包囲する厚さ約0.2mmで平均孔径が６〜10μｍで気孔率
が80％の外被層Ｆとから構成されている。
図に示すように、内径約3mm、外径3.8mmで内径側には厚
み約50μｍの実質的に無孔の内層Ｇと、平均孔径が６〜
10μｍで気孔率が80％の基材層Ｅと、この外周に捲回さ
れたモノフィラメント状強化材Ｂおよびこれを部分的に
包囲する厚さ約0.2mmで平均孔径が６〜10μｍで気孔率
が80％の外被層Ｆとから構成されている。
なお、上記各実施例では基材層Ｅと強化材Ｂ、外被層Ｆ
との間には隙間Ｈを有している。
との間には隙間Ｈを有している。
上記実施例１の人工血管および実施例２の人工血管用基
材は長さ10cmのサンプルを折り曲げた場合の最小曲げ直
径が0.5cmと小さく、充分耐屈曲性を有するものであっ
た。
材は長さ10cmのサンプルを折り曲げた場合の最小曲げ直
径が0.5cmと小さく、充分耐屈曲性を有するものであっ
た。
比較例１ 実施例１と比較して強化材Ｂとして繊維径0.4mmのナイ
ロン製モノフィラメントを使用し、これを外被層Ｆによ
って被覆することなくシアノアクリレート系の接着剤に
よって接着したほかは、実施例１と同様にして人工血管
を得た。
ロン製モノフィラメントを使用し、これを外被層Ｆによ
って被覆することなくシアノアクリレート系の接着剤に
よって接着したほかは、実施例１と同様にして人工血管
を得た。
この基材層Ｅの外周にモノフィラメント状強化物を接着
により固定した人工血管は後述する測定法によるコンプ
ライアンスが0.01と著しく小さくなり、人工血管として
生体内に埋殖した場合、コンプライアンスミスマッチン
グによる吻合部の異常の発生や、腰が強すぎるため曲げ
応力がかかったときにチューブが曲がらずに宿主血管が
折れ曲がって閉塞してしまうことが懸念されるようなも
のであった。
により固定した人工血管は後述する測定法によるコンプ
ライアンスが0.01と著しく小さくなり、人工血管として
生体内に埋殖した場合、コンプライアンスミスマッチン
グによる吻合部の異常の発生や、腰が強すぎるため曲げ
応力がかかったときにチューブが曲がらずに宿主血管が
折れ曲がって閉塞してしまうことが懸念されるようなも
のであった。
なお、コンプライアンスおよび柔軟度は次の方法により
測定した。
測定した。
・コンプライアンスの測定 コンプライアンスはマイクロシリンジディスペンサーを
用いて１回の操作毎に一定量の生理的食塩水を人工血管
に送り、内圧の変化を圧力センサで検知し増幅器を介し
て記録計に記録する。試料に注入した生理的食塩水の量
に対する内圧の変化量から式１により試料のコンプライ
アンスが求められる。
用いて１回の操作毎に一定量の生理的食塩水を人工血管
に送り、内圧の変化を圧力センサで検知し増幅器を介し
て記録計に記録する。試料に注入した生理的食塩水の量
に対する内圧の変化量から式１により試料のコンプライ
アンスが求められる。
式1:C＝ΔV/V0 ただし、 ΔV:内圧が50mmHgから150mmHgに変化したときの内容積
の増分。
の増分。
V0：内圧50mmHgのときの試料の内容積。
・柔軟度の測定 柔軟度の測定はOlsen式柔軟度測定器を用いて行なっ
た。
た。
試料の曲げ弾性率をＥ、試料の慣性モーメントをＩとす
るとき、Olsen式柔軟度測定器によってETの値が求めら
れるので、この値を柔軟度の目安として用いた。
るとき、Olsen式柔軟度測定器によってETの値が求めら
れるので、この値を柔軟度の目安として用いた。
これらの方法によって求めた実施例および比較例の物性
を第１表に示す。
を第１表に示す。
《作用の効果》 本発明による人工血管用基材は、多孔質状の基材層の外
周にモノフィラメント状の補強材を螺旋状に捲回し、そ
の外周を強化材の断面外周の全周を包囲することなく部
分的に包囲して被覆し、空隙部を残しているので、この
管状材に曲げ応力が働いた場合、例えば曲げの内径側と
なる圧縮側の外被層は均一曲率で曲げられることなくヒ
ダ状に変形するなどして、外被層の補強材に対する当接
力が変化して、補強材自身の変形もしやすくなる。一
方、補強材は長さ方向に亘って螺旋状に捲回されている
ので、管状材が押し潰された状態で屈曲するのを抑止し
ているのでかなりの小径に曲げることが可能となる。ま
た、外被層は環状被覆によって設けられ、強化材との間
には空隙を有しているので、必要に応じて基材層からの
剥離が可能である。
周にモノフィラメント状の補強材を螺旋状に捲回し、そ
の外周を強化材の断面外周の全周を包囲することなく部
分的に包囲して被覆し、空隙部を残しているので、この
管状材に曲げ応力が働いた場合、例えば曲げの内径側と
なる圧縮側の外被層は均一曲率で曲げられることなくヒ
ダ状に変形するなどして、外被層の補強材に対する当接
力が変化して、補強材自身の変形もしやすくなる。一
方、補強材は長さ方向に亘って螺旋状に捲回されている
ので、管状材が押し潰された状態で屈曲するのを抑止し
ているのでかなりの小径に曲げることが可能となる。ま
た、外被層は環状被覆によって設けられ、強化材との間
には空隙を有しているので、必要に応じて基材層からの
剥離が可能である。
このため本発明による人工血管ないしは人工血管用基材
は、かなり小径まで曲げることができ、かつ吻合時にお
いては所要部の外被層、強化材を剥離除去できるなど、
極めて操作しやすく実用的なものである。
は、かなり小径まで曲げることができ、かつ吻合時にお
いては所要部の外被層、強化材を剥離除去できるなど、
極めて操作しやすく実用的なものである。
また、本発明の方法は、多孔質エラストマーによる被層
の構成の管状材を比較的容易に製造できるので、極めて
実用性のある人工血管ないしは人工血管用基材の製造方
法である。
の構成の管状材を比較的容易に製造できるので、極めて
実用性のある人工血管ないしは人工血管用基材の製造方
法である。
以上本発明によれば新規にして有用な人工血管ないしは
人工血管用基材およびそれらの製造方法を提供できる。
人工血管用基材およびそれらの製造方法を提供できる。
第１図は本発明方法の管状物の製造過程を示す説明図、
第２図は同方法の管状物の脱溶媒工程を示す説明図、第
３図は同方法のハイドロゲル層形成工程を示す説明図、
第４図は同方法によって製造された人工血管用基材の一
実施例を示す断面図、第５図は同基材の他の実施例を示
す断面図である。 Ａ……管状物、Ｂ……補強材 Ｃ……内側多孔質層、Ｄ……ハイドロゲル層 Ｅ……基材層、Ｆ……外被層 Ｇ……内層、Ｈ……隙間
第２図は同方法の管状物の脱溶媒工程を示す説明図、第
３図は同方法のハイドロゲル層形成工程を示す説明図、
第４図は同方法によって製造された人工血管用基材の一
実施例を示す断面図、第５図は同基材の他の実施例を示
す断面図である。 Ａ……管状物、Ｂ……補強材 Ｃ……内側多孔質層、Ｄ……ハイドロゲル層 Ｅ……基材層、Ｆ……外被層 Ｇ……内層、Ｈ……隙間
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ｂ３２Ｂ 5/24 １０１ 7016−4Ｆ
Claims (5)
- 【請求項１】多孔質エラストマー材料からなる管状基材
層と、この管状基材層の内周に設けられた内層と、前記
管状基材層の外周に螺旋状に捲回されたモノフィラメン
ト状強化材と、この強化材を部分的に包囲し、且つ前記
管状基材層の外周に形成された多孔質エラストマー材料
からなる剥離可能な外被層とを有することを特徴とする
人工血管用基材。 - 【請求項２】上記内層はエラストマー材料で平滑面に形
成してなることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載
の人工血管用基材。 - 【請求項３】上記内層は上記管状基材層にその一部が埋
設されたハイドロゲル形成層からなることを特徴とする
特許請求の範囲第１項記載の人工血管用基材。 - 【請求項４】エラストマー材料を溶媒に溶解した溶液に
無機塩類を添加混合して粘度調整をした後、これを押出
機から環状に押出し所定長に切断する管状基材形成工程
と、 前記管状基材中の溶媒を除去して乾燥固化した後、その
外周にモノフィラメント状強化材を螺旋状に捲回する強
化材捲回工程と、 前記強化材が捲回された前記管状基材の外周に前記エラ
ストマー材料と相溶性を有する材料に無機塩類を添加混
合した被覆材料を環状に押出して減圧下に被覆する外被
層形成工程と、 この後に前記管状基材の内周に内層を形成する内層形成
工程と、 しかる後に前記管状基材および前記外被層の無機塩類を
除去して多孔質化させる多孔質形成工程とからなること
を特徴とする人工血管用基材の製造方法。 - 【請求項５】上記内層形成工程は上記管状基材層の内周
を部分的に多孔質化させた状態でハイドロゲル層を形成
し、前記内層と管状基材層とをアンカー接合させること
を特徴とする特許請求の範囲第４項記載の人工血管用基
材の製造方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61303916A JPH0696024B2 (ja) | 1986-12-22 | 1986-12-22 | 人工血管用基材およびその製造方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61303916A JPH0696024B2 (ja) | 1986-12-22 | 1986-12-22 | 人工血管用基材およびその製造方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63158051A JPS63158051A (ja) | 1988-07-01 |
| JPH0696024B2 true JPH0696024B2 (ja) | 1994-11-30 |
Family
ID=17926815
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61303916A Expired - Fee Related JPH0696024B2 (ja) | 1986-12-22 | 1986-12-22 | 人工血管用基材およびその製造方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0696024B2 (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE10349011A1 (de) * | 2003-10-17 | 2005-05-19 | Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh | PVC-freier Mehrschichtschlauch mit verbesserter Peelsicherheit für medizinische Zwecke, Verfahren zu dessen Herstellung und Verwendung |
| JP2008253297A (ja) * | 2007-03-30 | 2008-10-23 | Univ Kansai Medical | 医療用チューブ |
| KR102200859B1 (ko) * | 2018-12-20 | 2021-01-12 | 성균관대학교산학협력단 | 세포 전기방사를 이용한 조직재생용 세포지지체의 제조방법 |
-
1986
- 1986-12-22 JP JP61303916A patent/JPH0696024B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS63158051A (ja) | 1988-07-01 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |