JPS63209647A - 人工血管 - Google Patents
人工血管Info
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- JPS63209647A JPS63209647A JP62043713A JP4371387A JPS63209647A JP S63209647 A JPS63209647 A JP S63209647A JP 62043713 A JP62043713 A JP 62043713A JP 4371387 A JP4371387 A JP 4371387A JP S63209647 A JPS63209647 A JP S63209647A
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- Japan
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- artificial blood
- porosity
- elastomer
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-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
- A61L27/56—Porous materials, e.g. foams or sponges
-
- 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
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/14—Macromolecular materials
- A61L27/18—Macromolecular materials obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
［産業上の利用分野］
本発明は、有孔性と生体血管に近似したコンプライアン
スと血液適合性に優れた血液接触面とを有する人工血管
に関する。
スと血液適合性に優れた血液接触面とを有する人工血管
に関する。
［従来の技術］
近年、血管外科手術の進歩とともに人工血管の研究も進
み、数多くの人工血管が開発されてきている。現在、管
内径約６關以上の中口径あるいは大口径動脈用人工血管
としては、たとえば米国ＵＳＣＩ社製のダクロンの編物
であるドベイスキー人工血管や米国ボア社製の延伸ポリ
テトラフルオロエチレン（ＥＰＴＦＥ）からなるボアテ
ックスなどが、臨床に用いられている。
み、数多くの人工血管が開発されてきている。現在、管
内径約６關以上の中口径あるいは大口径動脈用人工血管
としては、たとえば米国ＵＳＣＩ社製のダクロンの編物
であるドベイスキー人工血管や米国ボア社製の延伸ポリ
テトラフルオロエチレン（ＥＰＴＦＥ）からなるボアテ
ックスなどが、臨床に用いられている。
これらの人工血管は、血管の内側から外側まで連通して
いる孔を有しており、生体に埋入後すみやかに仮性内皮
によって覆われ、生体組織側からこの孔を通して組織が
侵入し、安定に器質化され、人工血管としての使命をは
たしている。このように、人工血管の器質化に役立つ連
通孔を有することを、以下、有孔性を有するという。し
かし、これらの人工血管は、力学的性質、とくにコンプ
ライアンスが生体血管と大きく異なったり、血液接触面
の血液適合性に劣ったりするため、開存性（血管のつま
りにくさ）に劣るなどの欠点がある。したがって、静脈
や内径的６ ａｍ以下の動脈の血行再建手術に使用でき
ず、膝から下の動脈や冠状動脈などの血行再建手術には
自家静脈が使用されている。
いる孔を有しており、生体に埋入後すみやかに仮性内皮
によって覆われ、生体組織側からこの孔を通して組織が
侵入し、安定に器質化され、人工血管としての使命をは
たしている。このように、人工血管の器質化に役立つ連
通孔を有することを、以下、有孔性を有するという。し
かし、これらの人工血管は、力学的性質、とくにコンプ
ライアンスが生体血管と大きく異なったり、血液接触面
の血液適合性に劣ったりするため、開存性（血管のつま
りにくさ）に劣るなどの欠点がある。したがって、静脈
や内径的６ ａｍ以下の動脈の血行再建手術に使用でき
ず、膝から下の動脈や冠状動脈などの血行再建手術には
自家静脈が使用されている。
［発明が解決しようとする問題点コ
以上のことから、開存性の優れた人工血管、とくに小口
径動脈の血行再建手術にも適用できる人工血管の開発に
あたっては、有孔性を有することに加えて、力学的性質
、とくにコンプライアンスを生体血管に近似させること
および血液接触面の血液適合性を向上させることが重要
であり、これらの性質を併せもたせることによって人工
血管としての開存性の向上が可能となると考えられる。
径動脈の血行再建手術にも適用できる人工血管の開発に
あたっては、有孔性を有することに加えて、力学的性質
、とくにコンプライアンスを生体血管に近似させること
および血液接触面の血液適合性を向上させることが重要
であり、これらの性質を併せもたせることによって人工
血管としての開存性の向上が可能となると考えられる。
しかし、このような人工血管はまだえられていないのが
現状である。
現状である。
本発明は、前記のごとき実情に鑑み、有孔性と生体血管
に近似した力学的性質（とくにコンプライアンス）と血
液適合性に優れた血液接触面とを有する人工血管である
開存性に優れた人工血管、とくに内径約６關以下の小口
径人工血管としても使用可能な人工血管を提供すること
を目的としてなされたものである。
に近似した力学的性質（とくにコンプライアンス）と血
液適合性に優れた血液接触面とを有する人工血管である
開存性に優れた人工血管、とくに内径約６關以下の小口
径人工血管としても使用可能な人工血管を提供すること
を目的としてなされたものである。
［問題点を解決するための手段］
本発明は、管壁がエラストマーで構成された多孔体から
なる人工血管において、空孔率を調節すると、有孔性と
生体血管に近似した力学的性質（とくにコンプライアン
ス）と血液適合性に優れた血液接触面を有する人工血管
かえられることが見出されたことによりなされたもので
あり、管壁がエラストマーで構成された多孔体からなり
、該多孔体には管壁の内側表面から外側表面まで厚さ全
体にわたって孔が存在する人工血管において、管壁が同
心円状の２つ以上の層から構成され、同一層の空孔率は
実質的に均一であり、内側表面を形成する層が厚さ３０
〜５００ｇ＋＋、空孔率９５〜８０％であり、その他の
層の空孔率が前記層のそれよりも小さく、管壁全体の空
孔率が９０〜７５％であることを特徴とする人工血管に
関する。
なる人工血管において、空孔率を調節すると、有孔性と
生体血管に近似した力学的性質（とくにコンプライアン
ス）と血液適合性に優れた血液接触面を有する人工血管
かえられることが見出されたことによりなされたもので
あり、管壁がエラストマーで構成された多孔体からなり
、該多孔体には管壁の内側表面から外側表面まで厚さ全
体にわたって孔が存在する人工血管において、管壁が同
心円状の２つ以上の層から構成され、同一層の空孔率は
実質的に均一であり、内側表面を形成する層が厚さ３０
〜５００ｇ＋＋、空孔率９５〜８０％であり、その他の
層の空孔率が前記層のそれよりも小さく、管壁全体の空
孔率が９０〜７５％であることを特徴とする人工血管に
関する。
［実施例］
本発明の人工血管の管壁はエラストマーで構成された多
孔体からなっている。該多孔体には、管壁の内側表面か
ら外側表面まで厚さ全体にわたって孔が存在している。
孔体からなっている。該多孔体には、管壁の内側表面か
ら外側表面まで厚さ全体にわたって孔が存在している。
抜孔は少なくとも一部分が互いに連通しており、内側表
面および外側表面には抜孔の少なくとも一部分が外部に
向って開口しており、有孔性を有している。抜孔を形成
している隔壁はエラストマーからなり、連続的につなが
っている。さらに前記隔壁自体も、その内部に微小な孔
や穴を多数含有することが、管壁が疎な構造となり、生
体血管に近似したコンプライアンスを有する人工血管を
うるために好ましい。
面および外側表面には抜孔の少なくとも一部分が外部に
向って開口しており、有孔性を有している。抜孔を形成
している隔壁はエラストマーからなり、連続的につなが
っている。さらに前記隔壁自体も、その内部に微小な孔
や穴を多数含有することが、管壁が疎な構造となり、生
体血管に近似したコンプライアンスを有する人工血管を
うるために好ましい。
さらに本発明の人工血管の管壁は同心円状の２つ以上の
層から構成される。同一層に存在する孔数（一定体積当
りの孔数、以下同様）は実質的に均一である。
層から構成される。同一層に存在する孔数（一定体積当
りの孔数、以下同様）は実質的に均一である。
前記管壁の内側表面から外側表面まで厚さ全体にわたっ
て存在している孔は、実質的に均一な大きさであること
がことに好ましい。管壁の内側表面近傍部分と外側表面
近傍部分、あるいは層と層との接触部分では抜孔はやや
小さく、密になっており層全体にわたって完全に均一で
ないことがある。しかし、それが有孔性を損ねるほど極
端なものでなければ各層における孔は実質的に均一と解
してよい。前記孔の横断面の最大径にはとくに限定はな
いが、１〜−１００．ｃａｎであることが好ましく、３
〜７５廊であることがさらに好ましい。最大径が１００
項より大きくなると強度が劣ったり、有孔性が太き（な
りすぎる傾向にあり、１ρより小さくなると有孔性が劣
ったり、コンプライアンスが小さくなりすぎる傾向にあ
る。
て存在している孔は、実質的に均一な大きさであること
がことに好ましい。管壁の内側表面近傍部分と外側表面
近傍部分、あるいは層と層との接触部分では抜孔はやや
小さく、密になっており層全体にわたって完全に均一で
ないことがある。しかし、それが有孔性を損ねるほど極
端なものでなければ各層における孔は実質的に均一と解
してよい。前記孔の横断面の最大径にはとくに限定はな
いが、１〜−１００．ｃａｎであることが好ましく、３
〜７５廊であることがさらに好ましい。最大径が１００
項より大きくなると強度が劣ったり、有孔性が太き（な
りすぎる傾向にあり、１ρより小さくなると有孔性が劣
ったり、コンプライアンスが小さくなりすぎる傾向にあ
る。
前記多孔体の内側表面と外側表面に存在する孔の形状に
はとくに限定はないが、内側表面に存在する孔の形状は
円形あるいは楕円形であることが好ましい。この円形あ
るいは楕円形の最大径は１〜１００−が好ましく、５〜
５０−がさらに好ましく、１０〜３０−がとくに好まし
い。最大径が１００−より大きくなると、血液の流れが
みだされて抗血栓性が低下する傾向にあり、１刷より小
さくなると人工血管の器質化が遅くなる傾向にある。
はとくに限定はないが、内側表面に存在する孔の形状は
円形あるいは楕円形であることが好ましい。この円形あ
るいは楕円形の最大径は１〜１００−が好ましく、５〜
５０−がさらに好ましく、１０〜３０−がとくに好まし
い。最大径が１００−より大きくなると、血液の流れが
みだされて抗血栓性が低下する傾向にあり、１刷より小
さくなると人工血管の器質化が遅くなる傾向にある。
本発明の人工血管の空孔率は管の内側表面を形成する層
の空孔率が９５〜８０％であり、その他の層の空孔率が
前記層のそれよりも小さく、管壁全体の空孔率が９０〜
７５％である。さらには、管の内側表面を形成する層の
空孔率が９５〜８３％であり、その他の層の空孔率が前
記層のそれよりも小さく、管壁全体の空孔率が９０〜８
０％であることが好ましい。管の内側表面を形成する層
の厚みは、３０〜５００ＩＪｎであり、さらには５０〜
２５０−が好ましい。管の内側表面を形成する層の空孔
率と比較してその他の層の空孔率は２．５％以上小さい
ことが好ましい。
の空孔率が９５〜８０％であり、その他の層の空孔率が
前記層のそれよりも小さく、管壁全体の空孔率が９０〜
７５％である。さらには、管の内側表面を形成する層の
空孔率が９５〜８３％であり、その他の層の空孔率が前
記層のそれよりも小さく、管壁全体の空孔率が９０〜８
０％であることが好ましい。管の内側表面を形成する層
の厚みは、３０〜５００ＩＪｎであり、さらには５０〜
２５０−が好ましい。管の内側表面を形成する層の空孔
率と比較してその他の層の空孔率は２．５％以上小さい
ことが好ましい。
本明細書にいう空孔率とは、式（１）：で定義されるも
のである。該空孔率は前記管壁に存在する孔の量と鎖孔
を形成している隔壁中の微小な孔や穴の量によって決ま
る。
のである。該空孔率は前記管壁に存在する孔の量と鎖孔
を形成している隔壁中の微小な孔や穴の量によって決ま
る。
本発明の人工血管において、空孔率は力学的性質、とく
にコンプライアンスや血液接触面の血液適合性に大きく
影響する。空孔率とコンプライアンスとは正の相関関係
があり、人工血管の管壁全体の空孔率が大きくなるとコ
ンプライアンスも大きくなる。管壁全体の空孔率が９０
％をこえると、人工血管のコンプライアンスが生体血管
のそれよりも大きくなり過ぎ好ましくない。
にコンプライアンスや血液接触面の血液適合性に大きく
影響する。空孔率とコンプライアンスとは正の相関関係
があり、人工血管の管壁全体の空孔率が大きくなるとコ
ンプライアンスも大きくなる。管壁全体の空孔率が９０
％をこえると、人工血管のコンプライアンスが生体血管
のそれよりも大きくなり過ぎ好ましくない。
人工血管の内側表面を形成する層の空孔率と人工血管の
内側表面、すなわち血液接触面に存在する孔数とはほぼ
比例する関係にあり、かつ血液接触面の孔数が多いほど
結果的には好ましい器質化が生じ、血液適合性に優れ、
人工血管の開存性が向上する傾向にある。前記人工血管
の内側表面を形成する層の空孔率が８０％未満になると
血液適合性に劣る傾向にある。したがって、空孔率によ
って力学的性質、とくにコンプライアンスや血液接触面
に存在する孔数を調節するためには、管の内側表面を形
成する層の空孔率を大きくすることにより、血液接触面
に存在する孔数を多くし、前記層の外側の層の空孔率を
小さくすることにより、力学的性質、とくにコンプライ
アンスを調節するのが有利である。
内側表面、すなわち血液接触面に存在する孔数とはほぼ
比例する関係にあり、かつ血液接触面の孔数が多いほど
結果的には好ましい器質化が生じ、血液適合性に優れ、
人工血管の開存性が向上する傾向にある。前記人工血管
の内側表面を形成する層の空孔率が８０％未満になると
血液適合性に劣る傾向にある。したがって、空孔率によ
って力学的性質、とくにコンプライアンスや血液接触面
に存在する孔数を調節するためには、管の内側表面を形
成する層の空孔率を大きくすることにより、血液接触面
に存在する孔数を多くし、前記層の外側の層の空孔率を
小さくすることにより、力学的性質、とくにコンプライ
アンスを調節するのが有利である。
本発明に用いるエラストマーとは、急性毒性、炎症、溶
血、発熱反応などを惹起するような低分子溶出物を含ま
ず、血液の生理機能に重大な損傷を与えず、抗血栓性に
優れたエラストマーである。このようなエラストマーと
しては、たとえばポリスチレン系エラストマー、ポリウ
レタン系エラストマー、ポリオレフィン系エラストマー
、ポリエステル系エラストマーなどがあげられ、これら
は単独で用いてもよく、２種以上混合して用いてもよい
。また本発明に用いるエラストマーは、人工血管に成形
されたときエラストマーとしての性質を有していればよ
いので、前記のようなエラストマーとエラストマーとし
ての性質ｉ有さない高分子との組成物であっても、最終
成形物がエラストマーとしての性質を有するならば本発
明に用いるエラストマーとして使用しうる。
血、発熱反応などを惹起するような低分子溶出物を含ま
ず、血液の生理機能に重大な損傷を与えず、抗血栓性に
優れたエラストマーである。このようなエラストマーと
しては、たとえばポリスチレン系エラストマー、ポリウ
レタン系エラストマー、ポリオレフィン系エラストマー
、ポリエステル系エラストマーなどがあげられ、これら
は単独で用いてもよく、２種以上混合して用いてもよい
。また本発明に用いるエラストマーは、人工血管に成形
されたときエラストマーとしての性質を有していればよ
いので、前記のようなエラストマーとエラストマーとし
ての性質ｉ有さない高分子との組成物であっても、最終
成形物がエラストマーとしての性質を有するならば本発
明に用いるエラストマーとして使用しうる。
前記エラストマーのうちでは強度、伸び、耐久性、抗血
栓性、加工性などに優れていることから、熱可塑性のポ
リエーテル型のセグメント化ポリウレタン（セグメント
化ポリウレタンウレアも含む、以下同様）がより好まし
く、さらにハードセグメントあるいはソフトセグメント
にフッ素を含有するセグメント化ポリウレタンや特開昭
５７−２１１３５８号公報に開示されている主鎖中にポ
リジメチルシロキサンを含有するセグメント化ポリウレ
タンが好ましい。とくに好ましいものは、ソフトセグメ
ントの一部にポリジメチルシロキサンを式： （式中、Ｒ＋〜Ｒ６は炭素数１以上のアルキレン基、好
ましくは炭素数２〜６のエチレン、プロピレン、ブチレ
ン、ヘキサメチレンなどのアルキレン基、ａ、ｇはｏ〜
８ｏの整数、ｂ、ｃ。
栓性、加工性などに優れていることから、熱可塑性のポ
リエーテル型のセグメント化ポリウレタン（セグメント
化ポリウレタンウレアも含む、以下同様）がより好まし
く、さらにハードセグメントあるいはソフトセグメント
にフッ素を含有するセグメント化ポリウレタンや特開昭
５７−２１１３５８号公報に開示されている主鎖中にポ
リジメチルシロキサンを含有するセグメント化ポリウレ
タンが好ましい。とくに好ましいものは、ソフトセグメ
ントの一部にポリジメチルシロキサンを式： （式中、Ｒ＋〜Ｒ６は炭素数１以上のアルキレン基、好
ましくは炭素数２〜６のエチレン、プロピレン、ブチレ
ン、ヘキサメチレンなどのアルキレン基、ａ、ｇはｏ〜
８ｏの整数、ｂ、ｃ。
ｅｌｒは０または１、ｄは２以上、好ましくは５〜［３
５の整数を表わす）で示されるような形で含有されるセ
グメント化ポリウレタンである。
５の整数を表わす）で示されるような形で含有されるセ
グメント化ポリウレタンである。
本発明の人工血管は、このように有孔性と生体血管に近
似したコンプライアンスと血液適合性に優れた血液接触
面を有するために開存性に優れたものとなる。しかし、
手術時などに異常に高い血圧などが生じたばあいの破裂
・損傷の不安や長期間にわたる耐久性の維持に不安が残
るばあいがある。このようなばあいには、必要に応じて
繊維で構成された管状物で人工血管を補強することが好
ましい。
似したコンプライアンスと血液適合性に優れた血液接触
面を有するために開存性に優れたものとなる。しかし、
手術時などに異常に高い血圧などが生じたばあいの破裂
・損傷の不安や長期間にわたる耐久性の維持に不安が残
るばあいがある。このようなばあいには、必要に応じて
繊維で構成された管状物で人工血管を補強することが好
ましい。
前記繊維とは、糸、網、綱、織物、編物、組物、不織布
などをつくるのに使われる長さが径の １００倍以上の
細くて長い物体である。前記繊維は、生体に対して安全
で、生体内での劣化が無視でき、滅菌操作に耐え、目的
の管状物に加工できるものであれば、とくに限定される
ことなく使用しうる。加工性、入手の容易さ、しなやか
さ、均一性などの点からすると、再生人造繊維、半合成
繊維、合成繊維が好ましい。これらの具体例としては、
セルロース系、タンパク質系、ポリアミド系、ポリエス
テル系、ポリウレタン系、ポリエチレン系、ポリスチレ
ン系、ポリ塩化ビニル系、ポリ塩化ビニリデン系、ポリ
フルオロエチレン系、ポリアクリル系、ポリビニルアル
コール系などの繊維があげられる。
などをつくるのに使われる長さが径の １００倍以上の
細くて長い物体である。前記繊維は、生体に対して安全
で、生体内での劣化が無視でき、滅菌操作に耐え、目的
の管状物に加工できるものであれば、とくに限定される
ことなく使用しうる。加工性、入手の容易さ、しなやか
さ、均一性などの点からすると、再生人造繊維、半合成
繊維、合成繊維が好ましい。これらの具体例としては、
セルロース系、タンパク質系、ポリアミド系、ポリエス
テル系、ポリウレタン系、ポリエチレン系、ポリスチレ
ン系、ポリ塩化ビニル系、ポリ塩化ビニリデン系、ポリ
フルオロエチレン系、ポリアクリル系、ポリビニルアル
コール系などの繊維があげられる。
これらのうちでも伸縮性を有する繊維であることがさら
に好ましく、その具体例としては、ゴム系、ポリウレタ
ン弾性系、ポリエステル弾性系などの繊維のように、繊
維自体が伸縮性を存するものや、伸縮性かさ高加工糸、
カバードヤーン、ファンシーヤーン、バルキーヤーン、
Ａ ｔｏ Ｚ糸、コンジュゲート繊維などのように、加
工方法によって伸縮性を有するものなどがあげられる。
に好ましく、その具体例としては、ゴム系、ポリウレタ
ン弾性系、ポリエステル弾性系などの繊維のように、繊
維自体が伸縮性を存するものや、伸縮性かさ高加工糸、
カバードヤーン、ファンシーヤーン、バルキーヤーン、
Ａ ｔｏ Ｚ糸、コンジュゲート繊維などのように、加
工方法によって伸縮性を有するものなどがあげられる。
本発明に用いる繊維で構成された管状物とは、前記繊維
、前記繊維の少なくとも１種以上を紡績した糸、前記繊
維の少なくとも１種以上のマルチフィラメント、これら
を組合わせた糸などを用いた織物、編物、組物、不織布
、これらを組合わせたもの、あるいは発泡ポリウレタン
などからなるスポンジ状物などからなる管状物のことで
ある。
、前記繊維の少なくとも１種以上を紡績した糸、前記繊
維の少なくとも１種以上のマルチフィラメント、これら
を組合わせた糸などを用いた織物、編物、組物、不織布
、これらを組合わせたもの、あるいは発泡ポリウレタン
などからなるスポンジ状物などからなる管状物のことで
ある。
該管状物は、該管状物とエラストマーで構成された多孔
体とを組合わせた人工血管が、生体血管に近似したコン
プライアンスを有するように、さらには前記人工血管の
応力−歪曲線が生体血管のそれに近似する性質を有する
ようにし・て使用されるのが好ましい。
体とを組合わせた人工血管が、生体血管に近似したコン
プライアンスを有するように、さらには前記人工血管の
応力−歪曲線が生体血管のそれに近似する性質を有する
ようにし・て使用されるのが好ましい。
該管状物を使用して人工血管にこのような性質を与える
には、たとえば次の２つの方法の単独あるいは組合わせ
で達成しうる。１番目は繊維などの組合わせ頻度を調節
したり、組合わせ点をルーズにする方法である。２番目
は伸縮性の繊維を使用する方法である。
には、たとえば次の２つの方法の単独あるいは組合わせ
で達成しうる。１番目は繊維などの組合わせ頻度を調節
したり、組合わせ点をルーズにする方法である。２番目
は伸縮性の繊維を使用する方法である。
前記管状物は繊維または繊維からつくられたちの単独で
管状に形成されていてもよく、エラストマーからなる多
孔体と組合わされて人工血管になったときに管状になる
ようになっていてもよい。加工性、作業性、生体血管に
近似したコンプライアンスや応力−歪曲線をうるなどの
点からすると、繊維の編物からなる管状物であることが
好ましく、伸縮性繊維の編物からなる管状物であること
がとくに好ましい。
管状に形成されていてもよく、エラストマーからなる多
孔体と組合わされて人工血管になったときに管状になる
ようになっていてもよい。加工性、作業性、生体血管に
近似したコンプライアンスや応力−歪曲線をうるなどの
点からすると、繊維の編物からなる管状物であることが
好ましく、伸縮性繊維の編物からなる管状物であること
がとくに好ましい。
生体血管に近似した応力−歪曲線を有するためには、伸
縮性繊維のうちでもとくにウーリナイロン、ウーリテト
ロンに代表される伸縮性かさ高加工系や、ゴムあるいは
スパンデックスフィラメントを伸張状態にして他の紡績
糸あるいはフィランメトを巻付けた糸であるカバードヤ
−ンなどが好ましい。
縮性繊維のうちでもとくにウーリナイロン、ウーリテト
ロンに代表される伸縮性かさ高加工系や、ゴムあるいは
スパンデックスフィラメントを伸張状態にして他の紡績
糸あるいはフィランメトを巻付けた糸であるカバードヤ
−ンなどが好ましい。
本明細書にいうコンプライアンスとは、式（２）％式％
（２） （式中、Ｃはコンプライアンス、ｖｏは内圧５０ｍｔａ
Ｈｇのときの測定血管の内容積、ΔＰは内圧５０ｍｍ
Ｈｇから １５ｈｓＨｇまテ＋７） １１００ｍ５Ｈ，
ΔＶは内圧５０ｇ＋＋ａＨｇから１５０ａａ＋Ｈｇまで
の間に増加する測定血管の内容積である）で定義される
ものである。
（２） （式中、Ｃはコンプライアンス、ｖｏは内圧５０ｍｔａ
Ｈｇのときの測定血管の内容積、ΔＰは内圧５０ｍｍ
Ｈｇから １５ｈｓＨｇまテ＋７） １１００ｍ５Ｈ，
ΔＶは内圧５０ｇ＋＋ａＨｇから１５０ａａ＋Ｈｇまで
の間に増加する測定血管の内容積である）で定義される
ものである。
実際の測定は閉鎖回路に測定血管を挿入し、微量定量ポ
ンプを用いてこの回路に液体を注入し、注入液量と回路
内の圧力の変化とを測定し、式（２）からコンプライア
ンスを求める。有孔性を有する人工血管のコンプライア
ンス測定では、プレクロッティングなどにより、管壁の
連通孔を塞いだのちｎ１定すればよい。
ンプを用いてこの回路に液体を注入し、注入液量と回路
内の圧力の変化とを測定し、式（２）からコンプライア
ンスを求める。有孔性を有する人工血管のコンプライア
ンス測定では、プレクロッティングなどにより、管壁の
連通孔を塞いだのちｎ１定すればよい。
生体血管のコンプライアンスは、動脈、静脈、血管の口
径などによって異なる。したがって、人工血管として好
ましいコンプライアンスは、人工血管の口径や使用部位
などによって異なり、−概には決められないが、本発明
の人工血管はそれぞれの生体血管に近似したコンプライ
アンス、たとえば０６１〜０，８のコンプライアンスを
有することが好ましい。小口径動脈用人工血管としては
、とくに０．１−０．５のコンプライアンスを有するこ
とが好ましい。
径などによって異なる。したがって、人工血管として好
ましいコンプライアンスは、人工血管の口径や使用部位
などによって異なり、−概には決められないが、本発明
の人工血管はそれぞれの生体血管に近似したコンプライ
アンス、たとえば０６１〜０，８のコンプライアンスを
有することが好ましい。小口径動脈用人工血管としては
、とくに０．１−０．５のコンプライアンスを有するこ
とが好ましい。
つぎに本発明の人工血管の製造方法について説明する。
本発明の人工血管は造孔剤および（または）曇点を有す
るエラストマー溶液を心棒上にコーティングしたのち、
凝固液に該心棒を浸漬する操作を１回または２回以上繰
返すことによって製造することができる。空孔率は造孔
剤の粒径と量、エラストマー溶液の溶媒組成、凝固液の
種類などによって調節することができる。管壁内側部分
の空孔率を高くするためには、内側部分を形成する前記
操作の際にこれらの条件を調節すればよい。
るエラストマー溶液を心棒上にコーティングしたのち、
凝固液に該心棒を浸漬する操作を１回または２回以上繰
返すことによって製造することができる。空孔率は造孔
剤の粒径と量、エラストマー溶液の溶媒組成、凝固液の
種類などによって調節することができる。管壁内側部分
の空孔率を高くするためには、内側部分を形成する前記
操作の際にこれらの条件を調節すればよい。
繊維で構成された管状物で補強するばあいには、前記操
作のいずれかの段階で繊維で構成された管状物を前記心
棒上に存在させることにより、製造することができる。
作のいずれかの段階で繊維で構成された管状物を前記心
棒上に存在させることにより、製造することができる。
本発明に用いるエラストマー溶液は、■造孔剤を有する
溶液、■曇点を有する溶液、■造孔剤と曇点を有する溶
液に分類できる。
溶液、■曇点を有する溶液、■造孔剤と曇点を有する溶
液に分類できる。
■の造孔剤を含有するエラストマー溶液は、造孔剤とエ
ラストマーとエラストマーを溶解する溶媒（以下、良溶
媒という）を必須成分とし、造孔剤が均一に分散されて
いる。該造孔剤は１〜２５０％ （造孔剤／エラストマ
ー容量％、以下同様）が好ましく、さらに２０〜２００
％が好ましく、とくに５０〜１５０％が好ましい。この
溶液が凝固液に浸漬されると良溶媒と凝固液の置換によ
り、エラストマーが析出する。えられたものから造孔剤
を溶解除去することにより、本発明の人工血管の多孔体
部分をうろことができる。必要に応じて、良溶媒とはよ
く混和するがエラストマーを溶解しない溶媒（以下、貧
溶媒という）を、エラストマー溶液の凝固速度、多孔体
構造などを調節する目的で添加してもよい。
ラストマーとエラストマーを溶解する溶媒（以下、良溶
媒という）を必須成分とし、造孔剤が均一に分散されて
いる。該造孔剤は１〜２５０％ （造孔剤／エラストマ
ー容量％、以下同様）が好ましく、さらに２０〜２００
％が好ましく、とくに５０〜１５０％が好ましい。この
溶液が凝固液に浸漬されると良溶媒と凝固液の置換によ
り、エラストマーが析出する。えられたものから造孔剤
を溶解除去することにより、本発明の人工血管の多孔体
部分をうろことができる。必要に応じて、良溶媒とはよ
く混和するがエラストマーを溶解しない溶媒（以下、貧
溶媒という）を、エラストマー溶液の凝固速度、多孔体
構造などを調節する目的で添加してもよい。
■曇点を有するエラストマー溶液はエラストマーと良溶
媒と曇点を形成するために必要な量の貧溶媒とを必須成
分とする。曇点とは高分子が溶解している状態からコロ
イド状に析出する、つまり相変化を起こす温度である。
媒と曇点を形成するために必要な量の貧溶媒とを必須成
分とする。曇点とは高分子が溶解している状態からコロ
イド状に析出する、つまり相変化を起こす温度である。
この溶液は曇点温度以下で取扱うと均一なコーティング
が難しく、多孔体構造をえがたい傾向にあるので、該溶
液を曇点を超える温度に保って心棒上にコーティングし
たのち、ただちにあるいは相変化を生じさせたのち曇点
温度以下の凝固液に該心棒を浸漬するのが好ましい。こ
の操作により、コーティング層でのエラストマー溶液の
相変化と凝固液中でのエラストマーの析出とを同時に、
あるいは順々に生じさせることができ、多孔体構造部分
をうろことができる。
が難しく、多孔体構造をえがたい傾向にあるので、該溶
液を曇点を超える温度に保って心棒上にコーティングし
たのち、ただちにあるいは相変化を生じさせたのち曇点
温度以下の凝固液に該心棒を浸漬するのが好ましい。こ
の操作により、コーティング層でのエラストマー溶液の
相変化と凝固液中でのエラストマーの析出とを同時に、
あるいは順々に生じさせることができ、多孔体構造部分
をうろことができる。
■の造孔剤と曇点を有するエラストマー溶液は、造孔剤
とエラストマーと良溶媒と曇点を形成するために必要な
量の貧溶媒とを必須成分とする。この溶液は■の溶液と
同様にしてエラストマーを析出させたのち、造孔剤を溶
解除去することにより本発明の多孔体構造部分をうろこ
とができる。
とエラストマーと良溶媒と曇点を形成するために必要な
量の貧溶媒とを必須成分とする。この溶液は■の溶液と
同様にしてエラストマーを析出させたのち、造孔剤を溶
解除去することにより本発明の多孔体構造部分をうろこ
とができる。
本発明に用いる造孔剤は良溶媒に不要なもの−であり、
製造した人工血管から除去できるものである。該造孔剤
の粒径は１〜ｌＱＯ虜が好ましく、さらに１０〜７４加
が好ましく、とくに２０〜５０虜が好ましい。このよう
な造孔剤の例としては、たとえば炭酸カルシウム、グル
コース、デンプン、カゼイン、コラーゲン、ゼラチン、
アルブミンなどがあげられる。
製造した人工血管から除去できるものである。該造孔剤
の粒径は１〜ｌＱＯ虜が好ましく、さらに１０〜７４加
が好ましく、とくに２０〜５０虜が好ましい。このよう
な造孔剤の例としては、たとえば炭酸カルシウム、グル
コース、デンプン、カゼイン、コラーゲン、ゼラチン、
アルブミンなどがあげられる。
本発明に用いる良溶媒は、エラストマーの種類によって
変化するので一概には決定できないが、たとえばエラス
トマーがポリウレタン系エラストマーのばあいにはＮ、
Ｎ−ジメチルアセトアミド□、Ｎ、Ｎ−ジメチルホルム
アミド、Ｎ−メチル−２−ビ：ロリドン、ジオキサン、
テトラヒドロフランｔｊどの溶媒があげられ、これらを
単独で用いてもよく、２種以上併用してもよい。
変化するので一概には決定できないが、たとえばエラス
トマーがポリウレタン系エラストマーのばあいにはＮ、
Ｎ−ジメチルアセトアミド□、Ｎ、Ｎ−ジメチルホルム
アミド、Ｎ−メチル−２−ビ：ロリドン、ジオキサン、
テトラヒドロフランｔｊどの溶媒があげられ、これらを
単独で用いてもよく、２種以上併用してもよい。
本発明に用いる貧溶媒は、良溶媒とはよく混和するがエ
ラストマーを溶解しない溶媒であればよく、たとえば水
、低級アルコール類、エチレングリコール、プロピレン
グリコール、１．４−ブタンジオール、グリセリンなど
があげられ、これらを単独で用いてもよく、２種以上併
用してもよい。
ラストマーを溶解しない溶媒であればよく、たとえば水
、低級アルコール類、エチレングリコール、プロピレン
グリコール、１．４−ブタンジオール、グリセリンなど
があげられ、これらを単独で用いてもよく、２種以上併
用してもよい。
本発明に用いる凝固液は、実質的に貧溶媒であればよい
。たとえば水、低級アルコール類、エチレングリコール
、プロピレングリコール、１．４−ブタンジオール、グ
リセリンなどがあげられ、これらを単独で用いてもよく
、２種以上併用してもよい。
。たとえば水、低級アルコール類、エチレングリコール
、プロピレングリコール、１．４−ブタンジオール、グ
リセリンなどがあげられ、これらを単独で用いてもよく
、２種以上併用してもよい。
本発明に用いる心棒は、エラストマー溶液に溶解しない
限りとくに限定されるものではなく、たとえば表面が滑
らかなガラス棒、テフロン棒あるいはステンレス棒など
が好適に使用される。
限りとくに限定されるものではなく、たとえば表面が滑
らかなガラス棒、テフロン棒あるいはステンレス棒など
が好適に使用される。
また心棒のかわりに任意の形の型を用いることにより、
管状の成型物以外の各種の医療成形体を製造しうろこと
はいうまでもない。たとえば型として平板を用いれば膜
状の成形体かえられ、これは人工皮膚などに利用しうる
。
管状の成型物以外の各種の医療成形体を製造しうろこと
はいうまでもない。たとえば型として平板を用いれば膜
状の成形体かえられ、これは人工皮膚などに利用しうる
。
繊維で構成された管状物を心棒上に存在させる方法とし
ては、゛繊維で構成された管状物で心棒を覆う方法や、
繊維や繊維からなる帯状物などを管状構造になるように
心棒上に巻き付ける方法が最も代表的である。繊維で構
成された管状物は、心棒上に直接存在させてもよいし、
エラストマーが析出した心棒上に存在させてもよいが、
エラストマーが析出した心棒上に存在させたのち、エラ
ストマー溶液のコーティングとエラストマーの析出を１
回または２回以上行なう方法が好ましい。
ては、゛繊維で構成された管状物で心棒を覆う方法や、
繊維や繊維からなる帯状物などを管状構造になるように
心棒上に巻き付ける方法が最も代表的である。繊維で構
成された管状物は、心棒上に直接存在させてもよいし、
エラストマーが析出した心棒上に存在させてもよいが、
エラストマーが析出した心棒上に存在させたのち、エラ
ストマー溶液のコーティングとエラストマーの析出を１
回または２回以上行なう方法が好ましい。
このようにしてえられた本発明の人工血管は、つぎのよ
うな優れた性質を有している。
うな優れた性質を有している。
■人工血管の器質化に役立つ有孔性を有する。
■血液接触面が血液適合性に優れている。
■コンプライアンスが生体血管に近似している。
さらに、本発明の人工血管の管壁はエラストマーで構成
された多孔体からなり、必要に応じて繊維で構成された
管状物で補強された構造物であるため、つぎに示すよう
な有用な性質をも併有する。
された多孔体からなり、必要に応じて繊維で構成された
管状物で補強された構造物であるため、つぎに示すよう
な有用な性質をも併有する。
■縫合針の貫通性がよく、縫合が容易である。
■縫合針の貫通孔が自己閉塞する。
■血圧のかかった実際の使用状態では結節を生じ難い。
■耐久性に優れている。
このような性質を有する本発明の人工血管は、開存性に
優れ、また血行再建手術時の作業性にも優れている。
優れ、また血行再建手術時の作業性にも優れている。
したがって本発明の人工血管は、動脈や静脈などの血行
再建手術にあたって、人工血管、バイパス用人工血管、
パッチ用材料に使用しうるとともに、ブラッドアクセス
などにも使用することができる。さらに０．１〜０．８
のコンプライアンスを有する動脈用人工血管として用い
ることが好ましい。と（に、現在臨床に使用する人工血
管が存在しない０．１〜０．５のコンプライアンスを有
し、内径的１〜６ｍｌの小口径動脈用人工血管として用
いることが好ましい。それゆえ、膝から下の動脈の血行
再建や大動脈−冠状動脈バイパス用人工血管として、好
適に使用しうる。
再建手術にあたって、人工血管、バイパス用人工血管、
パッチ用材料に使用しうるとともに、ブラッドアクセス
などにも使用することができる。さらに０．１〜０．８
のコンプライアンスを有する動脈用人工血管として用い
ることが好ましい。と（に、現在臨床に使用する人工血
管が存在しない０．１〜０．５のコンプライアンスを有
し、内径的１〜６ｍｌの小口径動脈用人工血管として用
いることが好ましい。それゆえ、膝から下の動脈の血行
再建や大動脈−冠状動脈バイパス用人工血管として、好
適に使用しうる。
また本発明の人工血管は、尿管などの生体の柔らかい管
状物の代替えとしての使用も可能である。
状物の代替えとしての使用も可能である。
つぎに実施例を用いて本発明の人工血管を説明する。
実施例１
４．４°−ジフェニルメタンジイソシアネート２７．３
５部（重量部、以下同様）とポリオキシテトラメチレン
グリコール（分子ｍ２０００） ５４．７部を用いてプ
レポリマーを合成したのち、エチレングリコール４，７
５部と両末端ポリエチレングリコールポリジメチルシロ
キサン（両末端のポリエチレングリコールの平均分子量
６８１、ポリジメチルシロキサンの平均分子ｆｆ１１０
４０） １３．２部を用いて鎖延長を行ない、主鎖にポ
リジメチルシロキサンを含有するセグメント化ポリウレ
タンを合成した。
５部（重量部、以下同様）とポリオキシテトラメチレン
グリコール（分子ｍ２０００） ５４．７部を用いてプ
レポリマーを合成したのち、エチレングリコール４，７
５部と両末端ポリエチレングリコールポリジメチルシロ
キサン（両末端のポリエチレングリコールの平均分子量
６８１、ポリジメチルシロキサンの平均分子ｆｆ１１０
４０） １３．２部を用いて鎖延長を行ない、主鎖にポ
リジメチルシロキサンを含有するセグメント化ポリウレ
タンを合成した。
えられたポリウレタンの抗張力は３５０ｋｇ ／ ｃｊ
。
。
伸びは８７０％であり、ジスマンプロットから求めた臨
界表面張力は２８ｄｙｎ／ｃ８＋であった。
界表面張力は２８ｄｙｎ／ｃ８＋であった。
ジオキサン８０ｍ１とＮ、Ｎ−ジメチルアセトアミド３
０ ｍｌとの混合溶媒に、粒径３０ρ以下のカゼイン１
５ｇをホモジナイザーで撹拌分散させ、ついで前記ポリ
ウレタンｌｏｇ：を加えて撹拌溶解させた。
０ ｍｌとの混合溶媒に、粒径３０ρ以下のカゼイン１
５ｇをホモジナイザーで撹拌分散させ、ついで前記ポリ
ウレタンｌｏｇ：を加えて撹拌溶解させた。
この分散溶液に直径３ ａｍのガラス棒を浸漬したのち
取出し、ガラス棒上に前記分散溶液を均一にコーティン
グした。この心棒をエチレングリコールに浸漬し、エラ
ストマーを析出させた。
取出し、ガラス棒上に前記分散溶液を均一にコーティン
グした。この心棒をエチレングリコールに浸漬し、エラ
ストマーを析出させた。
のちに記載する人工血管の内側表面から約１００−の厚
さの部分の空孔率は、この段階の空孔率を測定したもの
である。
さの部分の空孔率は、この段階の空孔率を測定したもの
である。
カゼイン量が１０ｇであり、その他の組成は前記分散液
と同じ分散液を用いて前記操作をさらに３回繰返した。
と同じ分散液を用いて前記操作をさらに３回繰返した。
充分にエラストマーを析出させのち、水洗を行ない、ガ
ラス棒を抜取り、管状の構造物をえた。この管状の構造
物をｐＨ１３，５の水酸化ナトリウム水溶液に浸漬し、
カゼインを抽出除去し、最後に充分水洗を行ない、本発
明による人工血管をえた。 ′ えられた人工血管は内径３１１１１１％外径約４．１關
であった。この人工血管を走査型電子顕微鏡で観察した
ところ、内側表面には約２０１Ｉｎの円形〜晴円形の孔
が数多く存在し、外側表面には約１〜１０ｕｍの円形な
いし不定形の孔が存在した。管壁断面は網目状構造であ
った。
ラス棒を抜取り、管状の構造物をえた。この管状の構造
物をｐＨ１３，５の水酸化ナトリウム水溶液に浸漬し、
カゼインを抽出除去し、最後に充分水洗を行ない、本発
明による人工血管をえた。 ′ えられた人工血管は内径３１１１１１％外径約４．１關
であった。この人工血管を走査型電子顕微鏡で観察した
ところ、内側表面には約２０１Ｉｎの円形〜晴円形の孔
が数多く存在し、外側表面には約１〜１０ｕｍの円形な
いし不定形の孔が存在した。管壁断面は網目状構造であ
った。
式（１）から求めたこの人工血管の空孔率は、人工血管
の内側表面から約１００ｐの厚さまでの第一層の部分の
空孔率が約８８％であり、人工血管全体の空孔率は８４
％であった。
の内側表面から約１００ｐの厚さまでの第一層の部分の
空孔率が約８８％であり、人工血管全体の空孔率は８４
％であった。
つぎにこの人工血管に１２０ａ＋１１１ｇの水圧で透水
量を測定したところ、人工血管の内側表面１ ｃｊ当り
１分間に約５０ｍ１の水が人工血管の外側表面に浸透し
、有孔性を有することがわかった。
量を測定したところ、人工血管の内側表面１ ｃｊ当り
１分間に約５０ｍ１の水が人工血管の外側表面に浸透し
、有孔性を有することがわかった。
つぎにこの人工血管を生血でブレクロッティングしたの
ち、長さ８ｃＩ１１に切って、閉鎖回路に挿入し、１ス
トローク ０．０５ｍ１送液する定量ポンプで牛のＡＣ
Ｄ血液をこの閉鎖回路に送液して、内圧の変化を測定し
た。定量ポンプのストローク数と内圧の変化とから、式
（２）よりコンプライアンスを測定したところ、０．４
０であった。
ち、長さ８ｃＩ１１に切って、閉鎖回路に挿入し、１ス
トローク ０．０５ｍ１送液する定量ポンプで牛のＡＣ
Ｄ血液をこの閉鎖回路に送液して、内圧の変化を測定し
た。定量ポンプのストローク数と内圧の変化とから、式
（２）よりコンプライアンスを測定したところ、０．４
０であった。
つぎにこの人工血管を雑種成犬の大腿動脈に約７ｃｍの
長さで移植したところ、２力月以上の開存性を示した。
長さで移植したところ、２力月以上の開存性を示した。
またこの人工血管は、任意の箇所で切断しても切断部分
がほつれることはなく、縫合性にも優れ、縫合針の貫通
孔は針を除くと自己閉塞した。また該人工血管は、内圧
が５０〜１５０ｍｍＨｇ存在する状態で結節を生じ難い
傾向にあった。
がほつれることはなく、縫合性にも優れ、縫合針の貫通
孔は針を除くと自己閉塞した。また該人工血管は、内圧
が５０〜１５０ｍｍＨｇ存在する状態で結節を生じ難い
傾向にあった。
以上のことからこの人工血管は優れたものであり、とく
に小口径動脈用人工血管として優れていることがわかる
。
に小口径動脈用人工血管として優れていることがわかる
。
実施例２
実施例１と同じ操作で人工血管を造る際に、ガラス棒を
分散溶液に浸漬する４回目の操作の前に、ｌＯデニール
のスパンデクスに５０デニールのテトロン繊維を巻付け
たカバードヤーンを用いて２４針のリボン編機で編んだ
直径約４ ａｍの管状物をエラストマーが表面に析出し
ているガラス棒上にかぶせた。その他の操作は実施例１
と同様に行ない、本発明の人工血管を゛えた。
分散溶液に浸漬する４回目の操作の前に、ｌＯデニール
のスパンデクスに５０デニールのテトロン繊維を巻付け
たカバードヤーンを用いて２４針のリボン編機で編んだ
直径約４ ａｍの管状物をエラストマーが表面に析出し
ているガラス棒上にかぶせた。その他の操作は実施例１
と同様に行ない、本発明の人工血管を゛えた。
えられた人工血管は内径３關、外径的４ 、５ ｍｍで
あった。式（１）から求めたこの人工血管の空孔率は、
人工血管の内側表面から約Ｌ００ｐの厚さまでの第一層
の部分の空孔率が８８％であり、人工血管全体の空孔率
は８５％であった。
あった。式（１）から求めたこの人工血管の空孔率は、
人工血管の内側表面から約Ｌ００ｐの厚さまでの第一層
の部分の空孔率が８８％であり、人工血管全体の空孔率
は８５％であった。
実施例１と同じ方法で測定したコンプライアンスは０．
３であり、透水量は約４０ｍ１であり、引張試験機（■
島津製作所製の島津オートグラフＡＣ−２０ＱＯＡ）で
測定した応力−歪曲線は、生体血管のそれに近似してい
た。
３であり、透水量は約４０ｍ１であり、引張試験機（■
島津製作所製の島津オートグラフＡＣ−２０ＱＯＡ）で
測定した応力−歪曲線は、生体血管のそれに近似してい
た。
つぎにこの人工血管を雑種成人の大腿動脈に約７ｃｍの
長さで移植したところ、２力月以上の開存性を示した。
長さで移植したところ、２力月以上の開存性を示した。
【発明の効果］
本発明の人工血管は有孔性、生体血管に類似したコンプ
ライアンスおよび血液適合性に優れた血液接触面を併有
するという特徴を有するため、開存性に優れており、現
在行なわれている血行再建手術用の人工血管としてはも
とより、現在臨床に使用されていない小口径動脈用人工
血管としても使用可能である。
ライアンスおよび血液適合性に優れた血液接触面を併有
するという特徴を有するため、開存性に優れており、現
在行なわれている血行再建手術用の人工血管としてはも
とより、現在臨床に使用されていない小口径動脈用人工
血管としても使用可能である。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 管壁がエラストマーで構成された多孔体からなり、
該多孔体には管壁の内側表面から外側表面まで厚さ全体
にわたって孔が存在する人工血管において、管壁が同心
円状の２つ以上の層から構成され、同一層の空孔率は実
質的に均一であり、内側表面を形成する層が厚さ３０〜
５００μｍ、空孔率９５〜８０％であり、その他の層の
空孔率が前記層のそれよりも小さく、管壁全体の空孔率
が９０〜７５％であることを特徴とする人工血管。 ２ 繊維で構成された管状物で補強された特許請求の範
囲第１項記載の人工血管。 ３ コンプライアンスが０．１〜０．８である特許請求
の範囲第１項記載の人工血管。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62043713A JPS63209647A (ja) | 1987-02-26 | 1987-02-26 | 人工血管 |
| US07/055,970 US4871361A (en) | 1987-02-26 | 1987-06-01 | Artificial vessel |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62043713A JPS63209647A (ja) | 1987-02-26 | 1987-02-26 | 人工血管 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63209647A true JPS63209647A (ja) | 1988-08-31 |
Family
ID=12671442
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62043713A Pending JPS63209647A (ja) | 1987-02-26 | 1987-02-26 | 人工血管 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4871361A (ja) |
| JP (1) | JPS63209647A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2010515527A (ja) * | 2007-01-08 | 2010-05-13 | バイオフォーム・メディカル・インコーポレーテッド | 組織増大に用いるための植え込み組成物 |
Families Citing this family (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH02255139A (ja) * | 1989-02-28 | 1990-10-15 | David C Macgregor | 成形手術用デバイス |
| JP2799596B2 (ja) * | 1989-08-10 | 1998-09-17 | 株式会社ジェイ・エム・エス | 生体埋植用具およびその製造法 |
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