JPH08294530A - 心臓血管修復材及びその製造方法 - Google Patents
心臓血管修復材及びその製造方法Info
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Abstract
(57)【要約】
【目的】本発明は基材を被覆した生体内吸収性物質を、
化学物質を使うことなく、物理的現象によって不溶化さ
せた心臓血管修復材、及びその製造方法を提供するもの
である。 【構成】本発明は多孔性の基材に付着させた生体内吸収
性物質を、絡合、熱処理及び荷電による含水性膨潤から
なる物理的作用の少なくとも１つの手段により不溶化さ
れていることを特徴とする心臓血管修復材である。
化学物質を使うことなく、物理的現象によって不溶化さ
せた心臓血管修復材、及びその製造方法を提供するもの
である。 【構成】本発明は多孔性の基材に付着させた生体内吸収
性物質を、絡合、熱処理及び荷電による含水性膨潤から
なる物理的作用の少なくとも１つの手段により不溶化さ
れていることを特徴とする心臓血管修復材である。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は生体細胞との親和性向上
を目指して、異物反応を最小限におさえた器質化良好な
心臓血管修復材およびその製造方法に関する。
を目指して、異物反応を最小限におさえた器質化良好な
心臓血管修復材およびその製造方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】人工血管、心臓血管壁修復材の素材とし
ては主としてポリエチレンテレフタレイトを主体とした
ポリエステル繊維で作成された多孔性の管、もしくはポ
リテトラフルオロエチレンを延伸した多孔性の管が使用
されている。これらには毒性、発癌性などに対する生物
学的安全性、耐出血性、生体組織との親和性が求められ
ているほか、柔軟性、強度、耐久性などが求められてい
る。
ては主としてポリエチレンテレフタレイトを主体とした
ポリエステル繊維で作成された多孔性の管、もしくはポ
リテトラフルオロエチレンを延伸した多孔性の管が使用
されている。これらには毒性、発癌性などに対する生物
学的安全性、耐出血性、生体組織との親和性が求められ
ているほか、柔軟性、強度、耐久性などが求められてい
る。
【０００３】これらは多孔性であることから、耐出血性
を高めるために、使用時に血液を付着させ多孔性の網目
を目詰まりさせる方法、いわゆるプレクロッテイングと
いう処置を従来は行ってきた。最近はその処置にかわっ
て、前もってコラーゲン、ゼラチン、アルブミン等の生
体内吸収性物質によって多孔性の網目を目詰まりさせて
おく方法がとられている。
を高めるために、使用時に血液を付着させ多孔性の網目
を目詰まりさせる方法、いわゆるプレクロッテイングと
いう処置を従来は行ってきた。最近はその処置にかわっ
て、前もってコラーゲン、ゼラチン、アルブミン等の生
体内吸収性物質によって多孔性の網目を目詰まりさせて
おく方法がとられている。
【０００４】これらの生体内吸収性物質を用いた場合、
被覆したそれらの物質を不溶化するため、グルタールア
ルデヒド、ホルムアルデヒド、ヘキサメチレンジイソシ
アネート、ポリエポキシ化合物、ジアルデヒド澱粉等の
化学物質で架橋処理を行っている。しかしながら、これ
らの化学物質は細胞毒性があるものもあり、そのため細
胞が接着できなかったり、異物反応が強く現われたりし
て、植え込み後の治癒が著しく遅延するのが常であっ
た。また、無菌性の炎症が強く、発熱が持続したり、異
常な滲出液が大量に貯溜する等の不都合性も生じてい
る。
被覆したそれらの物質を不溶化するため、グルタールア
ルデヒド、ホルムアルデヒド、ヘキサメチレンジイソシ
アネート、ポリエポキシ化合物、ジアルデヒド澱粉等の
化学物質で架橋処理を行っている。しかしながら、これ
らの化学物質は細胞毒性があるものもあり、そのため細
胞が接着できなかったり、異物反応が強く現われたりし
て、植え込み後の治癒が著しく遅延するのが常であっ
た。また、無菌性の炎症が強く、発熱が持続したり、異
常な滲出液が大量に貯溜する等の不都合性も生じてい
る。
【０００５】これらの生体内吸収性物質は化学物質で架
橋処理を行わなければ一般に細胞親和性が高く、それら
が被覆された心臓血管壁修復材の治癒は促進されるはず
であるが、これらの化学物質の細胞毒性のため、その特
性は生かされていない。
橋処理を行わなければ一般に細胞親和性が高く、それら
が被覆された心臓血管壁修復材の治癒は促進されるはず
であるが、これらの化学物質の細胞毒性のため、その特
性は生かされていない。
【０００６】しかしながら、一般の臨床においては、多
孔性の基材の網目からの出血を防ぐことを安全性の上か
ら最重視しており、特に最近では手術中に抗凝固療法を
行う手術が増加していることもあって、出血の危険性が
高まっていることから、このような副作用に目をつぶっ
て化学物質で架橋処理された心臓血管壁修復材を使用し
ているのが現状である。
孔性の基材の網目からの出血を防ぐことを安全性の上か
ら最重視しており、特に最近では手術中に抗凝固療法を
行う手術が増加していることもあって、出血の危険性が
高まっていることから、このような副作用に目をつぶっ
て化学物質で架橋処理された心臓血管壁修復材を使用し
ているのが現状である。
【０００７】その結果、この異物反応によって生じる術
後の合併症によって生命が危険な状態になったという高
齢者や一般状態の悪い患者の報告が相次いでいる。
後の合併症によって生命が危険な状態になったという高
齢者や一般状態の悪い患者の報告が相次いでいる。
【０００８】一方、その製造方法については、生体内吸
収性物質を基材に付着させる方法として、従来は生体内
吸収性物質の溶液、もしくは懸濁液、浮遊液などを基材
に単に繰り返し塗布し、乾燥せしめて付着させる方法、
及びそれらの液の中で基材を揉む操作を繰り返すことに
より絡ませる方法が採用されていた。そのため、吸収性
物質は表面付近に積層し、内部に入り込めなくて、吸収
性物質は剥がれやすい状態となっていた。
収性物質を基材に付着させる方法として、従来は生体内
吸収性物質の溶液、もしくは懸濁液、浮遊液などを基材
に単に繰り返し塗布し、乾燥せしめて付着させる方法、
及びそれらの液の中で基材を揉む操作を繰り返すことに
より絡ませる方法が採用されていた。そのため、吸収性
物質は表面付近に積層し、内部に入り込めなくて、吸収
性物質は剥がれやすい状態となっていた。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】上記欠点の改善を目的
とし、基材を被覆した生体内吸収性物質を、化学物質を
使うことなく、物理的現象によって不溶化させた心臓血
管修復材及びその製造方法を提供するものである。
とし、基材を被覆した生体内吸収性物質を、化学物質を
使うことなく、物理的現象によって不溶化させた心臓血
管修復材及びその製造方法を提供するものである。
【００１０】
【課題を解決するための手段】本発明の要旨は、多孔性
の基材に付着させた生体内吸収性物質を、絡合、熱処理
及び荷電による含水性膨潤からなる物理的作用の少なく
とも１つの手段により不溶化されていることを特徴とす
る心臓血管修復材である。即ち、本発明においては、生
体内吸収性物質を多孔性の基材に付着させ、生体内吸収
性物質が繊維形態を持つ場合には多孔性基材の網目に絡
ませ、必要に応じて更に熱処理を施し、また非繊維形態
の場合には熱処理により、更に生体内吸収物質が負荷電
または陽荷電を賦与されている場合には荷電による含水
性膨潤により多孔性の基材に生体内吸収性物質をしっか
りと固定する方法を開発し、本発明を完成したものであ
る。具体的に説明すると、まず、生体内吸収性物質を基
材に付着させる。この時生体内吸収性物質が繊維形態を
持つ場合は、その繊維性物質を基材に複雑に絡ませ、更
に必要に応じて熱処理を施すことにより、また非繊維形
態の場合には熱処理により、或は電荷を賦与することに
より水にふれると高含水性となって基材の多孔性の網目
を塞いでしまうことにより生体内吸収性物質を化学物質
による処理ではなくて絡合又は熱もしくは膨潤という物
理的諸現象を利用することによって上記の欠点を解決し
たのである。そして、本発明は、生体内吸収性物質の形
状および基材の形状との関係、それに温度、含水性とい
う物理的な作用によって、生体内吸収性物質をしっかり
と固定したのである。
の基材に付着させた生体内吸収性物質を、絡合、熱処理
及び荷電による含水性膨潤からなる物理的作用の少なく
とも１つの手段により不溶化されていることを特徴とす
る心臓血管修復材である。即ち、本発明においては、生
体内吸収性物質を多孔性の基材に付着させ、生体内吸収
性物質が繊維形態を持つ場合には多孔性基材の網目に絡
ませ、必要に応じて更に熱処理を施し、また非繊維形態
の場合には熱処理により、更に生体内吸収物質が負荷電
または陽荷電を賦与されている場合には荷電による含水
性膨潤により多孔性の基材に生体内吸収性物質をしっか
りと固定する方法を開発し、本発明を完成したものであ
る。具体的に説明すると、まず、生体内吸収性物質を基
材に付着させる。この時生体内吸収性物質が繊維形態を
持つ場合は、その繊維性物質を基材に複雑に絡ませ、更
に必要に応じて熱処理を施すことにより、また非繊維形
態の場合には熱処理により、或は電荷を賦与することに
より水にふれると高含水性となって基材の多孔性の網目
を塞いでしまうことにより生体内吸収性物質を化学物質
による処理ではなくて絡合又は熱もしくは膨潤という物
理的諸現象を利用することによって上記の欠点を解決し
たのである。そして、本発明は、生体内吸収性物質の形
状および基材の形状との関係、それに温度、含水性とい
う物理的な作用によって、生体内吸収性物質をしっかり
と固定したのである。
【００１１】本発明における心臓血管修復材としては、
例えば、人工血管、心臓血管壁修復材などであり、ま
た、これに使用する基材としては従来よりこの種の心臓
血管修復材に使用されているものならば何れでもよく、
その具体例をあげるとポリエステル、ポリウレタン、ポ
リビニールアルコール、ポリビニール系共重合体、ポリ
エーテルエステル、ナイロン、レーヨン、ポリプロピレ
ン、ポリテトラフルオロエチレン、綿、絹などの生体内
非吸収性物質であり、基材に付着させる生体内吸収性物
質は、ポリグリコール酸、ポリ乳酸−ポリグリコール酸
共重合体、生分解性（３−ヒドロキシブチレート−４−
ヒドロキシブチレート）ポリエステル共重合体、ポリジ
オキサン、コラーゲン、ゼラチン、サクシニール化コラ
ーゲン、サクシニール化ゼラチン、キチン、セルロー
ス、フィブロイン、アルブミン、アルギン酸、ヘパリ
ン、ヘパラン硫酸、ヒアルロン酸、デルマタン硫酸及び
その誘導体などである。それらのうちコラーゲン、ゼラ
チン、サクシニール化コラーゲン、サクシニール化ゼラ
チン、キチン、セルロース、フィブロイン、アルブミ
ン、アルギン酸、ヘパリン、ヘパラン硫酸、ヒアルロン
酸、及びその誘導体などが最も好ましい。これらのう
ち、コラーゲン、ゼラチン、サクシニール化コラーゲ
ン、サクシニール化ゼラチン等は繊維形態を持つことか
ら、絡合のみでも不溶化できる。
例えば、人工血管、心臓血管壁修復材などであり、ま
た、これに使用する基材としては従来よりこの種の心臓
血管修復材に使用されているものならば何れでもよく、
その具体例をあげるとポリエステル、ポリウレタン、ポ
リビニールアルコール、ポリビニール系共重合体、ポリ
エーテルエステル、ナイロン、レーヨン、ポリプロピレ
ン、ポリテトラフルオロエチレン、綿、絹などの生体内
非吸収性物質であり、基材に付着させる生体内吸収性物
質は、ポリグリコール酸、ポリ乳酸−ポリグリコール酸
共重合体、生分解性（３−ヒドロキシブチレート−４−
ヒドロキシブチレート）ポリエステル共重合体、ポリジ
オキサン、コラーゲン、ゼラチン、サクシニール化コラ
ーゲン、サクシニール化ゼラチン、キチン、セルロー
ス、フィブロイン、アルブミン、アルギン酸、ヘパリ
ン、ヘパラン硫酸、ヒアルロン酸、デルマタン硫酸及び
その誘導体などである。それらのうちコラーゲン、ゼラ
チン、サクシニール化コラーゲン、サクシニール化ゼラ
チン、キチン、セルロース、フィブロイン、アルブミ
ン、アルギン酸、ヘパリン、ヘパラン硫酸、ヒアルロン
酸、及びその誘導体などが最も好ましい。これらのう
ち、コラーゲン、ゼラチン、サクシニール化コラーゲ
ン、サクシニール化ゼラチン等は繊維形態を持つことか
ら、絡合のみでも不溶化できる。
【００１２】基材の形態は、多孔質のもので、多孔質の
形状は管状、平板状等何れでもよく、多孔質のチュー
ブ、多孔質のシート、多孔質のスポンジである。そし
て、これらの基材は使用する心臓血管修復材の種類によ
って適宜選択することが望ましい。
形状は管状、平板状等何れでもよく、多孔質のチュー
ブ、多孔質のシート、多孔質のスポンジである。そし
て、これらの基材は使用する心臓血管修復材の種類によ
って適宜選択することが望ましい。
【００１３】被覆に用いる生体内吸収性物質は物理的変
化によって基材に付着、固定されるため、その形態には
特徴がある。まず、細い繊維性の形態を持たせることに
より、その目的は達成できる。細い繊維であると多孔性
の基材に絡まりやすい。それを基材に絡ませる方法とし
ては特に限定されるものではないが、たとえば、人工血
管の場合には、生体内吸収性物質を溶液又は懸濁液状態
にしておき、陰圧又は陽圧による圧力差によって、基材
の片面より他面に向け、該溶液又は懸濁液を通過させる
ことにより基材内部に生体内吸収性物質を付着、絡ませ
る方法が適用される。即ち、微孔を無数に有する多孔性
の人工血管の基材を円筒状の塩ビのような透明のバッグ
の中にいれ、その一端を閉鎖し、他端を生体内吸収性物
質の分散液が収容されている注射器などにつないで管の
全体にわたり、透明のバッグの中で繰り返し繰り返し均
一に壁の内外に圧力差をかける。これによって基材の壁
の中に生体内吸収性物質を付着させ、それが繊維形態を
持つ場合には繊維を基材に絡ませることができる。絡ま
った繊維性の生体内吸収性物質は溶出しないため、特に
化学物質による不溶化処置を必要とはしない。
化によって基材に付着、固定されるため、その形態には
特徴がある。まず、細い繊維性の形態を持たせることに
より、その目的は達成できる。細い繊維であると多孔性
の基材に絡まりやすい。それを基材に絡ませる方法とし
ては特に限定されるものではないが、たとえば、人工血
管の場合には、生体内吸収性物質を溶液又は懸濁液状態
にしておき、陰圧又は陽圧による圧力差によって、基材
の片面より他面に向け、該溶液又は懸濁液を通過させる
ことにより基材内部に生体内吸収性物質を付着、絡ませ
る方法が適用される。即ち、微孔を無数に有する多孔性
の人工血管の基材を円筒状の塩ビのような透明のバッグ
の中にいれ、その一端を閉鎖し、他端を生体内吸収性物
質の分散液が収容されている注射器などにつないで管の
全体にわたり、透明のバッグの中で繰り返し繰り返し均
一に壁の内外に圧力差をかける。これによって基材の壁
の中に生体内吸収性物質を付着させ、それが繊維形態を
持つ場合には繊維を基材に絡ませることができる。絡ま
った繊維性の生体内吸収性物質は溶出しないため、特に
化学物質による不溶化処置を必要とはしない。
【００１４】被覆に用いる生体内吸収性物質は物理的変
化によって基材に付着、固定されるが、そのうちの熱処
理による不溶化の場合には繊維状の形態を持たせていて
も良いし、溶液状でもよい。このような形態の生体内吸
収性物質をまず基材に付着させる。次にこれを完全に乾
燥させる。乾燥の手段は凍結乾燥もしくは自然乾燥など
が用いられるが、そのうちの凍結乾燥が好ましい。次に
これを乾燥状態のまま徐々に加熱し、１１０℃より１４
０℃において、５〜１０時間維持する。このとき完全に
生体内吸収性物質が乾燥されている必要がある。その温
度は用いる生体内吸収性物質の種類によって異なるが、
コラーゲンの場合、１３０℃前後で１０時間程度が望ま
しい。この処置によって多孔性の基材の網目は完全に不
溶性の物質によって被覆することが可能となる。
化によって基材に付着、固定されるが、そのうちの熱処
理による不溶化の場合には繊維状の形態を持たせていて
も良いし、溶液状でもよい。このような形態の生体内吸
収性物質をまず基材に付着させる。次にこれを完全に乾
燥させる。乾燥の手段は凍結乾燥もしくは自然乾燥など
が用いられるが、そのうちの凍結乾燥が好ましい。次に
これを乾燥状態のまま徐々に加熱し、１１０℃より１４
０℃において、５〜１０時間維持する。このとき完全に
生体内吸収性物質が乾燥されている必要がある。その温
度は用いる生体内吸収性物質の種類によって異なるが、
コラーゲンの場合、１３０℃前後で１０時間程度が望ま
しい。この処置によって多孔性の基材の網目は完全に不
溶性の物質によって被覆することが可能となる。
【００１５】生体内吸収性物質に荷電賦与する場合は繊
維状の形態を持たせても良いし、溶液状でもよい。そし
てこのような形態の生体内吸収性物質をまず基材に付着
させる。しかしながらこれらの生体内吸収性物質には前
もって陽荷電もしくは陰荷電を付与しておく。次にこれ
を基材に付着、しかる後完全に乾燥させる。このような
処置をしておくことにより、湿潤状態においては生体内
吸収性物質の各間隙には大量の水が含有される。そして
その水の層によって、生体内吸収性物質は多孔性の基材
の網目の中で膨潤し、はずれなくなり、不溶化状態とな
る。そして少量の生体内吸収性物質を用いたにもかかわ
らず高含水性層の形成によって血液などを漏らすことの
ない完全な被覆が得られる。
維状の形態を持たせても良いし、溶液状でもよい。そし
てこのような形態の生体内吸収性物質をまず基材に付着
させる。しかしながらこれらの生体内吸収性物質には前
もって陽荷電もしくは陰荷電を付与しておく。次にこれ
を基材に付着、しかる後完全に乾燥させる。このような
処置をしておくことにより、湿潤状態においては生体内
吸収性物質の各間隙には大量の水が含有される。そして
その水の層によって、生体内吸収性物質は多孔性の基材
の網目の中で膨潤し、はずれなくなり、不溶化状態とな
る。そして少量の生体内吸収性物質を用いたにもかかわ
らず高含水性層の形成によって血液などを漏らすことの
ない完全な被覆が得られる。
【００１６】生体内吸収性物質に負荷電または陽荷電を
賦与する方法としては特に限定される方法はないが、た
とえば、コラーゲンやゼラチン、キチン、キトサン、セ
ルロース等の場合にはサクシニール化やスルフォン化な
どの方法が望ましい。
賦与する方法としては特に限定される方法はないが、た
とえば、コラーゲンやゼラチン、キチン、キトサン、セ
ルロース等の場合にはサクシニール化やスルフォン化な
どの方法が望ましい。
【００１７】本発明に用いた絡合、熱処理、荷電による
含水性膨潤からなる物理的現象により、多孔性の基材に
生体内吸収性物質をしっかりと固定する方法はそれぞれ
単独で用いてもよいが、より強固で確実な不溶化状態を
得るためにはそれらの物理的現象を併用して使用するこ
とが望ましい。
含水性膨潤からなる物理的現象により、多孔性の基材に
生体内吸収性物質をしっかりと固定する方法はそれぞれ
単独で用いてもよいが、より強固で確実な不溶化状態を
得るためにはそれらの物理的現象を併用して使用するこ
とが望ましい。
【００１８】これらの方法によって多孔性の基材に生体
内吸収性物質をしっかりと固定することができると、こ
れらに用いた生体内吸収性物質は、本来、細胞との親和
性の優れたものばかりであるため、化学物質の悪影響を
受けずに生体内において組織親和性を発揮することがで
きる。
内吸収性物質をしっかりと固定することができると、こ
れらに用いた生体内吸収性物質は、本来、細胞との親和
性の優れたものばかりであるため、化学物質の悪影響を
受けずに生体内において組織親和性を発揮することがで
きる。
【００１９】製造方法においては、従来技術では生体内
吸収性物質を基材の表面に塗布し、化学物質を用いて不
溶化することにより生体内吸収性物資が表面に被覆され
た状態となっていたが、本発明によって、生体内吸収性
物質は溶液又は懸濁液状態にされ、陰圧又は陽圧による
圧力差によって、基材の片面より他面に向け、基材内部
を通過させられることにより、基材内部に生体内吸収性
物質を高密度に蓄積させ、絡ませることができるように
なった。そして、必要に応じて熱処理を施すことによ
り、より確実に、しかも化学物質の悪影響を受けずに不
溶化することができる。或るいは荷電を付与した生体内
吸収性物質の場合には膨潤させることによって不溶化す
ることができる。
吸収性物質を基材の表面に塗布し、化学物質を用いて不
溶化することにより生体内吸収性物資が表面に被覆され
た状態となっていたが、本発明によって、生体内吸収性
物質は溶液又は懸濁液状態にされ、陰圧又は陽圧による
圧力差によって、基材の片面より他面に向け、基材内部
を通過させられることにより、基材内部に生体内吸収性
物質を高密度に蓄積させ、絡ませることができるように
なった。そして、必要に応じて熱処理を施すことによ
り、より確実に、しかも化学物質の悪影響を受けずに不
溶化することができる。或るいは荷電を付与した生体内
吸収性物質の場合には膨潤させることによって不溶化す
ることができる。
【００２０】本発明の物理的条件による生体内吸収性物
質の多孔性基材への不溶化方法を用いた技術及びその製
造方法は心臓血管修復材のみならず、組織修復材、創傷
被覆材、止血材などの医療材料一般に広く応用可能であ
る。以下、実施例をもって、更に具体的に本発明につい
て説明する。
質の多孔性基材への不溶化方法を用いた技術及びその製
造方法は心臓血管修復材のみならず、組織修復材、創傷
被覆材、止血材などの医療材料一般に広く応用可能であ
る。以下、実施例をもって、更に具体的に本発明につい
て説明する。
【００２１】
【実施例及び比較例】実施例を示すに当たり、人工血管
や心臓壁修復材の多孔性基材の代表としてポリエステル
繊維製人工血管及びパッチ材を、繊維性の生体内吸収性
物質の代表として牛のアキレス腱より精製した繊維性コ
ラーゲンを用いて以下に実例を記す。
や心臓壁修復材の多孔性基材の代表としてポリエステル
繊維製人工血管及びパッチ材を、繊維性の生体内吸収性
物質の代表として牛のアキレス腱より精製した繊維性コ
ラーゲンを用いて以下に実例を記す。
【００２２】実施例１ まず、牛のアキレス腱より精製した繊維性コラーゲンを
無水琥珀酸を用いてサクシニール化し、０．２％の酸性
懸濁液を作成した。次にポリエステル布製人工血管（内
径８ｍｍ、長さ６ｃｍ、通水性：１２００ｃｃ／ｃ
ｍ2、１２０ｍｍＨｇ）の一端に三方括栓をつなぎ、こ
れを介して懸濁液をシリンジにて人工血管内に圧注入し
た。人工血管の他端は鉗子で止め、外側を塩ビのバック
で覆い、人工血管壁を通過した懸濁液を受け、これをコ
ネクティブチューブを介してシリンジ内にもどし、再
度、人工血管内に圧注入を繰り返すことで繊維性コラー
ゲンを人工血管壁に絡ませた。次にこの酸性懸濁液に
０．１規定炭酸ナトリウム液を注ぎ中和してコラーゲン
繊維を析出させた。次にこのようにして作成した人工血
管断面を光学顕微鏡で検査したところ、この手段によっ
てポリエステルの繊維間隙に高密度にコラーゲン繊維が
絡まっていることが確認できた。走査型電子顕微鏡によ
る観察では作成した人工血管は平織り構造のポリエステ
ル繊維と網目構造をしたファイバーコラーゲンとが絡ま
っており、各繊維間隙は約２ミクロンであった。ファイ
バーコラーゲン線維の断面直径は約０．８ミクロンであ
った。次にこのようにして作成した人工血管を冷却した
流水中にて２４時間水洗したのち自然乾燥させ、その
後、摂氏１３０度で１０時間熱架橋および滅菌処置をお
こなった。このようにして作成した人工血管の通水性を
測定したところ、０．１ｃｃ／ｃｍ2、１２０ｍｍＨｇ
であり、水分をほとんど通過させない程にポリエステル
布製人工血管は被覆されていた。
無水琥珀酸を用いてサクシニール化し、０．２％の酸性
懸濁液を作成した。次にポリエステル布製人工血管（内
径８ｍｍ、長さ６ｃｍ、通水性：１２００ｃｃ／ｃ
ｍ2、１２０ｍｍＨｇ）の一端に三方括栓をつなぎ、こ
れを介して懸濁液をシリンジにて人工血管内に圧注入し
た。人工血管の他端は鉗子で止め、外側を塩ビのバック
で覆い、人工血管壁を通過した懸濁液を受け、これをコ
ネクティブチューブを介してシリンジ内にもどし、再
度、人工血管内に圧注入を繰り返すことで繊維性コラー
ゲンを人工血管壁に絡ませた。次にこの酸性懸濁液に
０．１規定炭酸ナトリウム液を注ぎ中和してコラーゲン
繊維を析出させた。次にこのようにして作成した人工血
管断面を光学顕微鏡で検査したところ、この手段によっ
てポリエステルの繊維間隙に高密度にコラーゲン繊維が
絡まっていることが確認できた。走査型電子顕微鏡によ
る観察では作成した人工血管は平織り構造のポリエステ
ル繊維と網目構造をしたファイバーコラーゲンとが絡ま
っており、各繊維間隙は約２ミクロンであった。ファイ
バーコラーゲン線維の断面直径は約０．８ミクロンであ
った。次にこのようにして作成した人工血管を冷却した
流水中にて２４時間水洗したのち自然乾燥させ、その
後、摂氏１３０度で１０時間熱架橋および滅菌処置をお
こなった。このようにして作成した人工血管の通水性を
測定したところ、０．１ｃｃ／ｃｍ2、１２０ｍｍＨｇ
であり、水分をほとんど通過させない程にポリエステル
布製人工血管は被覆されていた。
【００２３】実施例２ 実施例１と同様の方法により、ポリエステルの繊維間隙
に高密度にコラーゲン繊維が絡まった人工血管を得た。
次にこれを流水中にて２４時間水洗したところ、人工血
管を被覆していたコラーゲン繊維は柔軟になったが、溶
出する現象は認められなかった。
に高密度にコラーゲン繊維が絡まった人工血管を得た。
次にこれを流水中にて２４時間水洗したところ、人工血
管を被覆していたコラーゲン繊維は柔軟になったが、溶
出する現象は認められなかった。
【００２４】実施例３ 実施例１と同様の方法により、ポリエステルの繊維間隙
に高密度にコラーゲン繊維が絡まった人工血管を得た。
次にこれを成犬の胸部下行大動脈に植え込んだところ人
工血管壁からの出血はまったく認められず、耐出血性の
高い安全な人工血管であることが判明した。
に高密度にコラーゲン繊維が絡まった人工血管を得た。
次にこれを成犬の胸部下行大動脈に植え込んだところ人
工血管壁からの出血はまったく認められず、耐出血性の
高い安全な人工血管であることが判明した。
【００２５】実施例４ 実施例１と同様の方法により、ポリエステルの繊維間隙
に高密度にコラーゲン繊維が絡まった人工血管を得た。
次にこれを長軸方向に切り開き、一枚のパッチ材を得
た。次にこれを成犬の右心室肺動脈流出路にパッチ材と
して植え込みを行った。その結果、パッチ材はとても柔
軟でしなやかで、厚い心臓壁にも、薄い肺動脈壁にも無
理なく縫縮することができた。次に実験犬にヘパリンを
全身投与したところパッチ材の壁からの出血は全く認め
られず、安全な心臓壁パッチ材であることが判明した。
に高密度にコラーゲン繊維が絡まった人工血管を得た。
次にこれを長軸方向に切り開き、一枚のパッチ材を得
た。次にこれを成犬の右心室肺動脈流出路にパッチ材と
して植え込みを行った。その結果、パッチ材はとても柔
軟でしなやかで、厚い心臓壁にも、薄い肺動脈壁にも無
理なく縫縮することができた。次に実験犬にヘパリンを
全身投与したところパッチ材の壁からの出血は全く認め
られず、安全な心臓壁パッチ材であることが判明した。
【００２６】実施例５ 実施例１に準じて作成した人工血管内径１０ｍｍ、長さ
６ｃｍを３頭の成犬の胸部下行大動脈に植え込んだ。植
え込み直後の人工血管は、血液がにじんで赤色となった
が血液が漏れ出ることはなかった。植え込み１日目に１
本の人工血管を採取したところ、人工血管内面は薄いフ
ィブリンで覆われていた。光学顕微鏡による観察ではポ
リエステル繊維の間隙に微細なコラーゲン線維の緻密な
網があり、この網目の間隙に無数の赤血球、白血球、フ
ィブリンなどが補足されており、血小板も所々にみられ
た。表面には血栓の形成はみられなかった。植え込み後
１０日目に１本の人工血管を採取したところ、内面は光
沢のない白色の平滑な状態を示していた。光学顕微鏡に
よる人工血管断面の観察では内面は薄いフィブリンによ
って覆われていた。人工血管内面はポリエステル繊維と
網状のコラーゲン線維の間隙に無数の線維芽細胞および
毛細血管が侵入していた。人工血管外膜側にも無数の線
維芽細胞および毛細血管が集まっており、異物性巨細
胞、形質細胞、リンパ球などの異常な時に遊走する細胞
は認められず、異物反応は全く認められなかった。そし
て細胞親和性の高い人工血管であることが判明した。植
え込み６ケ月目に残りの１本を採取したところ、内面は
光沢のある白色の平滑な状態を示していた。光学顕微鏡
による人工血管断面の観察では内面は一層の連続した内
皮細胞によって覆われていた。内皮細胞層には平滑筋細
胞下の多重層がみられた。人工血管内部では無数の線維
芽細胞および毛細血管の侵入がみられた。しかし植え込
み時にあったファイバーコラーゲン網はみられず、コラ
ーゲンはすでに分解吸収されていた。人工血管外膜側は
線維芽細胞を主体として毛細血管を多く含む結合組織に
よって覆われており異物反応は認められなかった。以上
の結果、植え込みに用いた人工血管が細胞親和性の高
く、新生内膜形成の優れた人工血管であることが判明し
た。
６ｃｍを３頭の成犬の胸部下行大動脈に植え込んだ。植
え込み直後の人工血管は、血液がにじんで赤色となった
が血液が漏れ出ることはなかった。植え込み１日目に１
本の人工血管を採取したところ、人工血管内面は薄いフ
ィブリンで覆われていた。光学顕微鏡による観察ではポ
リエステル繊維の間隙に微細なコラーゲン線維の緻密な
網があり、この網目の間隙に無数の赤血球、白血球、フ
ィブリンなどが補足されており、血小板も所々にみられ
た。表面には血栓の形成はみられなかった。植え込み後
１０日目に１本の人工血管を採取したところ、内面は光
沢のない白色の平滑な状態を示していた。光学顕微鏡に
よる人工血管断面の観察では内面は薄いフィブリンによ
って覆われていた。人工血管内面はポリエステル繊維と
網状のコラーゲン線維の間隙に無数の線維芽細胞および
毛細血管が侵入していた。人工血管外膜側にも無数の線
維芽細胞および毛細血管が集まっており、異物性巨細
胞、形質細胞、リンパ球などの異常な時に遊走する細胞
は認められず、異物反応は全く認められなかった。そし
て細胞親和性の高い人工血管であることが判明した。植
え込み６ケ月目に残りの１本を採取したところ、内面は
光沢のある白色の平滑な状態を示していた。光学顕微鏡
による人工血管断面の観察では内面は一層の連続した内
皮細胞によって覆われていた。内皮細胞層には平滑筋細
胞下の多重層がみられた。人工血管内部では無数の線維
芽細胞および毛細血管の侵入がみられた。しかし植え込
み時にあったファイバーコラーゲン網はみられず、コラ
ーゲンはすでに分解吸収されていた。人工血管外膜側は
線維芽細胞を主体として毛細血管を多く含む結合組織に
よって覆われており異物反応は認められなかった。以上
の結果、植え込みに用いた人工血管が細胞親和性の高
く、新生内膜形成の優れた人工血管であることが判明し
た。
【００２７】実施例６ 実施例１に準じて人工血管を作成しこれを長軸方向に切
開し、心臓血管壁用のパッチ材を得た。動物実験として
は３頭の成犬の右心室肺動脈の右室流出路に３×５ｃｍ
の広さにわたってパッチ材として植え込み、１日目、１
０日目、および６ケ月目に採取したところ実施例５と同
様の結果を得た。
開し、心臓血管壁用のパッチ材を得た。動物実験として
は３頭の成犬の右心室肺動脈の右室流出路に３×５ｃｍ
の広さにわたってパッチ材として植え込み、１日目、１
０日目、および６ケ月目に採取したところ実施例５と同
様の結果を得た。
【００２８】
【発明の効果】本発明の心臓血管修復材は多孔性の基材
に付着させた生体内吸収性物質を、物理的諸現象を利用
して不溶化したので、従来品に比してきわめて組織治癒
性、宿主細胞親和性に富み、優れた人工血管及び心臓血
管壁修復材を提供することができる。
に付着させた生体内吸収性物質を、物理的諸現象を利用
して不溶化したので、従来品に比してきわめて組織治癒
性、宿主細胞親和性に富み、優れた人工血管及び心臓血
管壁修復材を提供することができる。
Claims (6)
- 【請求項１】 多孔性の基材に付着させた生体内吸収性
物質を、絡合、熱処理及び荷電による含水性膨潤からな
る物理的作用の少なくとも１つの手段により不溶化され
ていることを特徴とする心臓血管修復材。 - 【請求項２】 生体内吸収性物質が負荷電または陽荷電
を賦与されている請求項１記載の心臓血管修復材。 - 【請求項３】 生体内吸収性物質が長さ２センチメート
ル以下、太さ１０ミクロン以下の繊維形態を持つ請求項
１記載の心臓血管修復材。 - 【請求項４】 生体内吸収性物質がコラーゲン、ゼラチ
ン、サクシニール化コラーゲン、サクシニール化ゼラチ
ン、キチン、セルロース、フィブロイン、アルブミン、
アルギン酸、ヘパリン、ヘパラン硫酸、ヒアルロン酸、
デルマタン硫酸及びその誘導体から選ばれた少なくとも
一種である請求項１記載の心臓血管修復材。 - 【請求項５】 心臓血管修復材が人工血管、心臓血管壁
修復材などである請求項１、２、３及び４のいずれかの
項に記載の心臓血管修復材。 - 【請求項６】 生体内吸収性物質を溶液又は懸濁液状態
にしておき、陰圧又は陽圧による圧力差によって、基材
の片面より他面に向け、該溶液又は懸濁液を通過させる
ことにより基材内部に生体内吸収性物質を付着、もしく
は絡ませ、必要に応じて熱処理を施すことを特徴とする
心臓血管修復材の製造方法。
Priority Applications (5)
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|---|---|---|---|
| JP10099595A JP3799626B2 (ja) | 1995-04-25 | 1995-04-25 | 心臓血管修復材及びその製造方法 |
| EP19960300067 EP0742020A3 (en) | 1995-04-25 | 1996-01-03 | Prosthesis containing bioabsorbable materials insolubilized without chemical reagents and method of making same |
| TW085102082A TW362021B (en) | 1995-04-25 | 1996-02-17 | Prosthesis containing bioabsorbable materials insolubilized without chemical reagents and method of making the same |
| CN96104256A CN1090975C (zh) | 1995-04-25 | 1996-03-20 | 含不溶解生物可吸收物质的修补物及其制备方法 |
| US08/928,752 US5986168A (en) | 1995-04-25 | 1997-09-12 | Prosthesis containing bioabsorbable materials insolubilized without chemical reagents and method of making the same |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10099595A JP3799626B2 (ja) | 1995-04-25 | 1995-04-25 | 心臓血管修復材及びその製造方法 |
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| JPH08294530A true JPH08294530A (ja) | 1996-11-12 |
| JP3799626B2 JP3799626B2 (ja) | 2006-07-19 |
Family
ID=14288892
Family Applications (1)
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| JP10099595A Expired - Lifetime JP3799626B2 (ja) | 1995-04-25 | 1995-04-25 | 心臓血管修復材及びその製造方法 |
Country Status (5)
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| US (1) | US5986168A (ja) |
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| JP (1) | JP3799626B2 (ja) |
| CN (1) | CN1090975C (ja) |
| TW (1) | TW362021B (ja) |
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