JPS63246151A - 内シヤント用人工血管 - Google Patents

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。

Description

【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は、人工血管に関する。ざらに詳しくは、人工血
液透析を始めとする血液体外循環用内シャント式ブラッ
ドアクセス作製に好適な人工血管に関する。

（従来の技術） 不治の病と言われていた腎不全患者に対して、透析器を
用いた人工透析療法が定着し、腎不全患者の生存率は年
々延長している。慢性透析療法を施行するに当り、患者
より血液を導き出し、透析器を介して、老廃物を透析除
去し返血する血液の出入口は、ブラッドアクセスと呼ば
れる。このブラッドアクセスには、種々の種類（第１表
参照）があり、治療目的や対象患者の状態によりそれぞ
れの方法が選択されるが、″慢性透析患者に対しては患
者の行動上の制限あるいは管理上の問題から、主に患者
の皮下に動静脈吻合を作る内シャントが使用されている
。内シャントは、患者自身の末梢動静脈吻合、自家静脈
移植、人工血管移植等により造設される。通常は患者自
身の血管を用いるが、近年高齢の患者必るいは糖尿病性
腎症を持った患者が増加し、患者自身の血管を用いた内
シャント）’７３　’ｎ’Ａがおこなえない場合が認め
られている。このような患者においては、動脈硬化によ
る将来のＡＣバイパス術も有り得るため、自家静脈移植
を行うことができず、人工血管移植を行なわなければな
らない。また、内シャトン造設による他の血管の圧迫な
いし閉塞を防止するためにも、長さぁよび径が自由に選
択できる人工血管移植が行なわれている。

（以下余白） （Ｒ明が解決しようとする問題点） 第２表に、ブラッドアクセスとして用いられるグラフト
を記した。このうち、入手しやすさ、太さおよび長さの
選択が自由であることなど比較的取扱やすいという理由
から、現在では主にＥ−ＰＴＦＥ製のグラフトが用いら
れている。しかしながら、この延伸ポリテトラフルオロ
エチレン（Ｅ−ＰＴＦＥ）人工血管には、いくつかの問
題点が認められている。すなわち、第一に、移植後の血
漿漏洩と禁液腫の発生であり、第二に、剛直なＥ−ＰＴ
ＦＥを素材として用いているため、透析療法に当たって
穿針時に穿針部位に大きな穴が生じてしまい、この穿針
部位に血栓の発生、内膜の肥厚、栓塞等が生じやすいと
いうことである。また、この穿針により離断した部位に
動脈瘤の発生も認められている。

このように、従来使用されている人工血管は、穿針によ
り大きな影響を受けるので、これを改良し、穿針に耐え
得る人工血管の開発を考えるに至った。すなわち、穿針
に耐える人工血管の条件としては、 （１）穿刺時に針による損傷部位ができるだけ小さいこ
とが望ましく、このため穿針による内膜の肥厚、栓塞が
生じない、 （２）穿針俵去後の針穴が小さく、軽い抑圧により速や
かに止血する、 （３）穿針により離断された繊維が原因で、はつれ、破
裂等が生じない、 （４）周囲生体組織との結合が強固で、穿針後血腫を形
成しない、 ことなどが挙げられる。

したがって、本発明の目的は、従来のブラッドアクセス
用人工血管の問題点を解決し、上記の穿針に耐える人工
血管の必要条件を具えた内シャント式ブラッドアクセス
用として最適な人工血管を提供することにある。

（問題点を解決するための手段〉 上記目的は、ポリウレタン弾性繊維が相互に接合された
多孔性の管状体よりなり、穿針後漏水量が２００威／分
以下である内シャント用人工血管により達成される。

また、本発明は、ポリウレタンが熱可塑性である内シャ
ント用人工血管である。ざらに、本発明は、ポリウレタ
ン弾性繊維の平均直径が３０ミクロン以下でおる内シャ
ント用人工血管である。本発明は、見掛は密磨が０．３
〜０．８’Ｊ／ｃｍ３である内シャント用人工血管であ
る。また、本発明は、穿針後漏水量が１５０ｍｌ／分以
下である内シャント用人工血管である。さらに、本発明
は、穿針後漏水吊が１００威／分以下である内シャント
用人工血管でめる。本発明は、透水率が３０００ｒｄ、
７分以下でおる内シャント用人工血管である。

また、本発明は、透水率が１０〜１５００ｍｌ／分であ
る内シャント用人工血管である。ざらに、本発明は、内
径が３〜２０馴かつ厚みが０．２〜３胴でおる内シャン
ト用人工血管でおる。ざらにまた、本発明は、ポリウレ
タン弾性繊維の伸張回復率が５０％以上である内シャン
ト用人工血管である。

（作用） 本発明による人工血管に適用するポリウレタン弾性繊維
は公知の熱可塑性ポリウレタン弾性体よりなる繊維であ
り、分子量５００〜６，０００のポリオール、例えばジ
ヒドロキシポリエーテル、ジヒドロキシポリエステル、
ジヒドロキシシリコーン、ジヒドロキシポリカーボネー
ト、ジヒドロキシポリエステルアミド、またはこれらの
ブロック共重合体等と、分子ｆｆ１５００以下の有機ジ
イソシアネート、例えばｐ、　Ｄ’　　−ジフェニルメ
タンジイソシアネート、トリレンジイソシアネート、イ
ソホロンジイソシアネート、２，６−ジイツシアネート
メチルカプロエート、ヘキサメチレンジイソシアネート
、ジシクロヘキシルメタンジイソシアネート、メタキシ
リレンジイソシアネート等と、鎖伸長剤、例えば水、ヒ
ドラジン、ジアミン、グリコール等との反応により得ら
れるポリマーからなる繊維である。これらのポリマーの
うち特に良好なものは、ポリオールとしてポリテトラメ
チレングリコール、ポリテトラメチレングリコールとシ
リコーンのブロック共重合体またはポリエチレングリコ
ールとシリコーンのブロック共重合体を用いたポリマー
である。また有機ジイソシアネートとしてはｐ、　ｐ’
　　〜ジフェニルメタンジイソシアネートが好適である
。また、鎖伸長剤としてはグリコールが好適で、１，４
−ブタンジオールまたはビス−β−ヒドロキシエトキシ
ベンゼンが特に好適である。

本発明による人工血管は、上記ポリウレタン弾性繊維の
集合体がその接触点において相Ｕに接合されてなる多孔
性の管状体である。

この管状体は種々の方法によって製造できるが、−例を
挙げると、例えばつぎのような方法がある。

く１）熱可塑性ポリウレタン弾性体を溶融紡糸後、高温
気体を噴流し、細化して得られた実質的に連続したフィ
ラメントをシート状に積層し、積層されたフィラメント
の接触点を該フィラメント自体により接合されたポリウ
レタン弾性繊維不織布を８棒に積層して加熱成形して管
状体を形成させる方法（特開昭６１−１３６．０８５＠
公報参照）。

（２）ポリウレタンよりなる繊維形成重合体を含有する
液体組成物を静電気的に紡糸して繊維を形成させ、この
ようにして形成された繊維を形付き成形具上に補集する
ことにより管状体を形成させる方法（特開昭５２−１１
０．９７７号、特開昭５４−１５１，６７５号、特開昭
５９−１１，８６４号および特開昭６０−１９０．９４
７号の各公報参照）。

（３）芯棒上にポリウレタン弾性繊維を押出しながら該
８棒を回転させて巻取ることにより管状体を形成させる
方法（特開昭５８−１５７．４６５＠公報参照〉。

（４）ポリマー溶液をノズルを通してスプレーすること
により単繊維を形成させ、この単繊維を８棒に巻きつけ
て管状体を形成させる方法（特開昭５９−１８１．１４
９号公報参照）。

（５）その他の方法。

しかして、前記方法のうち、（１）の方法が最も好まし
い。

本発明の人工血管は、前記多孔性の管状体よりなり穿針
後漏水量が２００ｍｌ／分以下であることを特徴とする
。この穿針後漏水量とは、次のように定義される量であ
る。すなわち、給水装置により内腔が水で１２０　ｍｍ
ｌｇに加圧された有効長５　ｃｍの人工血管片を３７°
Ｃの恒温水槽に浸し、これを漏水しないように穴を詰め
た１４Ｇプラスチツク外套付留置針にて侵入角３０’で
針が先端より２ｃｍまで人工曲管内に入るように穿針し
５時間放置する。この時、針で人工血管の対壁に傷をつ
けないように注意する。５時間後、恒温水槽より取り出
して扱針する。抜＆１後針穴から漏出する水の量を測定
し、後針直後から１分間に漏出した水の吊をもって穿針
後漏水量という。なお、多孔性の人工血管の場合、前も
って犬、牛等の血液でプレクロッティングを施したもの
を用いる。また、給水装置は１２０ｍｍｌ＋ｇで２００
０ｍ／分以上の能力を有するものを用いる。穿針後漏水
量は、２００威／分以下であれば内シャントとして用い
た場合、汰針後の止血性が十分であるが、さらに１５０
ｄ／分でおればより良好な止血性を有し、さらに１００
ｍｌ／分以下であれば万全である。穿針後漏水量が２０
０ｄ／分より大きいと内シャントとして用いた場合、止
血性が低下する。

本発明の人工血管を構成するポリウレタン弾性゛ｍ維の
平均直径はモノフィラメントとして３０ミクロン以下が
好ましく特に５〜２０ミクロンが好適である。繊維の平
均直径が３０ミクロンを越えると人工血管内壁の粗度が
大きくなり、血栓が生成しやすくなるとともに管全体の
柔軟性が低下する。さらに、穿針時の抵抗も増加し、穿
針困難になることもある。また、該ポリウレタン弾性繊
維の１００％伸長回復率は５０％以上、好ましくは８５
％以上、さらに好ましくは９０％以上、最も好ましくは
９５％以上である。ざらに、本人工血管の見掛は密度は
０．３〜０．８ｇ／ｃｍ３であることが好ましく、さら
に０．５＋〜０．８ｇ／ｃｍ３であることが好゛ましい
。すなわち、見掛は密度が０．８’Ｊ／ｃｍ３を越える
場合には穿針が困難となり、０．３９／ｃｍ３未満の場
合には強度が不足する。本人工血管の内腔の直径は特に
規定するものではないが２〜２０１Ｍ１、好ましくは３
〜１０ｍ。

壁の厚みは０．２〜３ｍ、０．４〜１．５ｍであること
が特に好ましい。本発明において「多孔性の管状体」と
は、繊維間の空隙により構成され、血液が漏出しない程
度の大きさの貫通孔をその壁面に多数有している管状体
を言う。

管状体の多孔性は、一般には孔径分布と気孔率で表わせ
るが、人工血管の場合透水率で表現するのが一般的であ
り、かつ実際的でもある。透水率とは、１２０ｍｍＨｇ
の圧力下で人工血管の管壁１　ｃｔＡ当り１分間に通過
する水ｆＪ−（ｄ）をいう。本発明においては、この透
水率が３０００ｄ／分以下、好ましくは１５００ｄ／分
以下である。３０００ｄ／分を超えるとプレクロットが
困難かつ内シャントとしての使用までに時間がかかる。

（実施例） つぎに、実施例を挙げて本発明をざらに詳細に説明する
。

実施例１ 脱水した水酸基価１０２のポリテトラメチレングリコー
ル５５４８部（以下、部はすべてｆｆｌｆｆｉ部を意味
する）と、ｐ、ｐ’　　−ビスヒドロキシエトキシベン
ゼン４９９部とをジャケット付のニーグーに仕込み、撹
拌しながら充分に溶解した後、９０°Ｃの温度に保ちこ
れにｐ、　ｐ’　　−ジフェニルメタンジイソシアネー
ト１９５３部を加えて反ｉ芯さけた。撹拌を続けると約
３０分で粉末状のポリウレタンが（ｑ−られ、これを押
出機によりペレッｉ・状に成形しジメチルホルムアミド
中、２５°Ｃで測定した濃度１　ｇ／１００戒の相対粘
度が２．５０のポリウレタン弾性体を得た。

このようにして得たポリウレタン弾性体のペレットを原
料とし、１列に配列した直径０．８馴のノズルの両側に
加熱気体の噴射用スリットを有する溶融ブロー紡糸装置
を用い、溶融温度２３５°Ｃノズル当り毎分０．５０ｇ
の割合でポリマーを吐出し、２００’Ｃに加熱した空気
を４．０ＫｅＪ／Ｃｒ１ｔの圧力でスリットから噴射し
て細化した。細化したフィラメントをノズル下方２５ｃ
ｍに設置した３０メツシユの金網からなるコンベア上で
補集し、ローラーではさんで引取り不織布を得た。この
不織布はポリウレタン弾性繊維のモノフィラメントが開
繊されて積層しており、フィラメント間の交絡点は互に
融着により接合されていた。この不織布の物性値は、つ
ぎのとおりであった。

目イ寸　　　　　　　　　２５び／ＴＩｉ引張強力　　
　　　　　０．’ｌ８ＫＥ／ｃｍ破断伸度　　　　　　
　５５０％ １００％伸長回復率　　９２％ 剛軟度　　　　　　　　１５＃ フィラメント直径　　　１５ミクロン ついで、この不織１５４３　ｃｍを直径６ｍのフッ素樹
脂をコーティングした８棒に巻きつけ、更に離型紙を巻
きつけた後内径８＃の円筒状の型枠に入れ１５０℃で３
０分間加熱した。冷却後型枠からとり出し離型紙を剥離
し、８棒を引き扱いてポリウレタンの多孔性の管状体を
得た。この管状体は、不織布が互に強固に接合され一体
化した構造で必つだ。

この管状体は、本明細書に述べた方法で穿針後漏水量を
測定したところ８５ｄ／分でめった。見掛は密度は０．
６’：Ｊ／ｃｍ３透水率は１０００ｍ／分でおった。穿
針後の内外面の電子顕微鏡観察を行ったところ、針穴は
極めて小さいものであった。

第１図に穿針後の表面の電子顕微鏡写真（倍率４０倍）
を示す。第２図は同一方法で穿針した後の市販ポリ４−
フッ化エチレン製人工血管の表面の電子顕微鏡写真（倍
率４０倍）を示す。

この管状体をプレクロットし、雑種成人の頚動静脈に端
々吻合してバイパスを作った。このバイパスに１６Ｇ留
置針を用いて穿刺扱針−止向等のシャント用人工血管と
しての評価を行なった。比較のため市販ポリ４−フッ化
エチレン製人工血管でも同様の試験を行なった。

本発明のものは縫合時の針の刺入抵抗が少なく、また血
流再開に当って針穴からの出血も認められなかった。さ
らに、留置針による穿針時は刺通抵抗が少なくプラスチ
ック針の先端捲れ、刺入時の金属針による血管内壁損傷
の危険がポリ４−フッ化エチレン製のものより少なかっ
た。留置針の保持力も大きく留置脱落の危険も少なかっ
た。後針時は直後より出血はわずかで５分以内に止血が
完了した。これに対し、ポリ４−ノツ化エチレン製のも
のは後針後の出血が激しく止血には３０分を要した。

実施例２ 実施例１と同様な方法で目付２５　ｆｆ／ｍ、フィラメ
ント直径２０ミクロンの不Ｒ１［とした。この不織布３
０ｃｍを直径５酬のフッ素樹脂をコーティングした８棒
に巻きつけ、更に離型紙を巻きつけた後、内径７朧の円
筒状の型枠に入れ、１５０″Ｇで３０分間熱処理した。

冷却後型枠からとり出し離型紙を剥離し８棒を引き扱い
て多孔性の管状体を得た。この管状体は、不織布がその
接触点で豆いに強固に接合され一体化した構造でおった
。

この管状体は、本明細書に述べた方法で穿針後漏水量を
測定したところ、２００ｍｌ／分であった。

見掛は密度はＯ，！１５’Ｊ／ｃｒｎ３、透水率は１１
００／ｌｄ！／分であった。穿針後の電子顕微鏡観察で
は実施例１と同様針穴は極めて小さいものでおった。

さらにこの管状体を実施例１と同様に雑種犬を用いてシ
ャント用人工血管としての評価を行なったところ、実施
例１と同様の良好な取り扱い性、止血性を示した。

比較例１ 実施例２と同じ不織布２０ｃｍを用い実施例２と同様の
方法で内径５＃の管状体を製造した。この管状体は穿針
後漏水量が２５０ｒｄ／分であった。

見掛は密度は０．４ｔ９／ｃｍ３、透水率は２０００ｍ
ｌＺ分であった。この管状体は雑種成人を用いて実施例
１と同様にシャント用人工血管としての評価を行なった
ところ、実施例１．２に比べ後針後の止血時間が遅延す
る傾向が認められた。

実施例３〜６ 実施例］と同様な方法で目付’１７ｙ／ｍ、フィラメン
ト直径２０ミクロンの不織布とした。この不織布５０．
．６０，７５，１００ｃｍを直径８Ｍのフッ素樹脂をコ
ーティングした８棒に巻きつけ、さらに雌型紙を巻きつ
けたのち、円筒状の型枠に入れ、１４０’Ｃで３０分間
熱処理した。冷却後、型枠から取出し、離型紙を剥離し
８棒を引き汲いて多孔性の管状体を得た。この管状体は
不織布がその接触点で互いに強固に接合され一体化した
溝道であった。

この管状体について耐穿針性試験を行なった。

すなわち管状体を白液またはゼラチンで日詰めし、透水
性試験装置にセットし、１２０ｍｍＨ（］相当の加圧下
で１４Ｇ留置針にて穿刺し、１０分間放置した（針角度
約３０°、プラスチック針２ｃｍを管内に入れる）。つ
いで、針除去後、１０分後および３０分後の穿刺孔から
の漏水量を測定して、第３表に示す結果を得た。

比較例２ 市販の人工血管（Ｅ−ＰＴＦＥグラフト）（内径６簡、
壁厚０．４ｍ＞について、１２０ｍｍＨｇ相当の加圧下
で１４Ｇ留置針にて穿刺し、１０分間放置した（針角度
約３０°、プラスチック針２　ｃｍを管内に入れた）。

針除去後、１０分後および３０分後の穿刺孔からの漏水
量を測定して、第３表に示す結果を得た。

（以下余白） （発明の効果） 以上述べたように、本発明による内シャント用人工血管
は、つぎのごとき効果を奏するものである。

（１）ポリウレタン弾性繊維が相互に接合された多孔性
の管状体よりなり、穿針後漏水量が２００威／分以下で
必るため穿針後人後の針穴が最小となり、軽い抑圧によ
り速やかに止血する。

（２）穿針時、針による損傷部位が極小でありかつ扱針
後弾性回復するため、損傷部位の修復が速く、内膜の肥
厚、栓塞が生じない。

（３）ポリウレタン弾性体繊維は相互に接合されており
、かつ多孔性構造でおるため、穿針による繊維の離断は
最小で、はつれ、破裂を生じない。

したがって、頻回穿針に耐えることができる。

（４）繊維よりなる多孔体構造であるため周囲組織の侵
入が容易でかつ結合が強固であるため、穿針後血腫の形
成がない。また、内面においても新生内膜の人工血管と
の結合が強固であるため、穿針による内膜の剥離もない
。

以上のような特徴を有するため本人工血管は内シャント
用として最適であるが、通常の人工血管としても有効で
あることは述べるまでもない。

【図面の簡単な説明】 第１図は本発明による内シャント用人工血管の穿針後の
表面の電子顕微鏡写真であり、また第２図は従来のポリ
４−ノッ化エチレン製人工血管の穿針後の表面の電子顕
微鏡写真でおる。

Claims (10)

【特許請求の範囲】
1. （１）ポリウレタン弾性繊維が相互に接合された多孔性
   の管状体よりなり、穿針後漏水量が２００ｍｌ／分以下
   である内シャント用人工血管。
2. （２）ポリウレタンが熱可塑性である特許請求の範囲第
   １項に記載の内シャント用人工血管。
3. （３）ポリウレタン弾性繊維の平均直径が３０ミクロン
   以下である特許請求の範囲第１項に記載の内シャント用
   人工血管。
4. （４）見掛け密度が０．３〜０．８ｇ／ｃｍ＾３である
   特許請求の範囲第１項に記載の内シャント用人工血管。
5. （５）穿針後漏水量が１５０ｍｌ／分以下である特許請
   求の範囲第１項に記載の内シャント用人工血管。
6. （６）穿針後漏水量が１００ｍｌ／分以下である特許請
   求の範囲第１項に記載の内シャント用人工血管。
7. （７）透水率が３０００ｍｌ／分以下である特許請求の
   範囲第１項に記載の内シャント用人工血管。
8. （８）透水率が１０〜１５００ｍｌ／分である特許請求
   の範囲第１項に記載の内シャント用人工血管。
9. （９）内径が２〜２０ｍｍかつ厚みが０．２〜３ｍｍで
   ある特許請求の範囲第１項に記載の内シャント用人工血
   管。
10. （１０）ポリウレタン弾性繊維の伸長回復率が５０％以
    上である特許請求の範囲第１項に記載の内シャント用人
    工血管。