JPS6345823B2 - - Google Patents

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JPS6345823B2
JPS6345823B2 JP58234434A JP23443483A JPS6345823B2 JP S6345823 B2 JPS6345823 B2 JP S6345823B2 JP 58234434 A JP58234434 A JP 58234434A JP 23443483 A JP23443483 A JP 23443483A JP S6345823 B2 JPS6345823 B2 JP S6345823B2
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rod
fibers
fiber
nozzle
layer
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JP58234434A
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Puranku Hainritsuhi
Eerureru Peeteru
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Intermedicat GmbH
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Publication date
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Publication of JPS6345823B2 publication Critical patent/JPS6345823B2/ja
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    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B29—WORKING OF PLASTICS; WORKING OF SUBSTANCES IN A PLASTIC STATE IN GENERAL
    • B29C—SHAPING OR JOINING OF PLASTICS; SHAPING OF MATERIAL IN A PLASTIC STATE, NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; AFTER-TREATMENT OF THE SHAPED PRODUCTS, e.g. REPAIRING
    • B29C41/00—Shaping by coating a mould, core or other substrate, i.e. by depositing material and stripping-off the shaped article; Apparatus therefor
    • B29C41/02—Shaping by coating a mould, core or other substrate, i.e. by depositing material and stripping-off the shaped article; Apparatus therefor for making articles of definite length, i.e. discrete articles
    • B29C41/08—Coating a former, core or other substrate by spraying or fluidisation, e.g. spraying powder
    • B29C41/085—Coating a former, core or other substrate by spraying or fluidisation, e.g. spraying powder by rotating the former around its axis of symmetry
    • 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
    • D—TEXTILES; PAPER
    • D04—BRAIDING; LACE-MAKING; KNITTING; TRIMMINGS; NON-WOVEN FABRICS
    • D04H—MAKING TEXTILE FABRICS, e.g. FROM FIBRES OR FILAMENTARY MATERIAL; FABRICS MADE BY SUCH PROCESSES OR APPARATUS, e.g. FELTS, NON-WOVEN FABRICS; COTTON-WOOL; WADDING ; NON-WOVEN FABRICS FROM STAPLE FIBRES, FILAMENTS OR YARNS, BONDED WITH AT LEAST ONE WEB-LIKE MATERIAL DURING THEIR CONSOLIDATION
    • D04H1/00—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of staple fibres or like relatively short fibres
    • D04H1/40—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of staple fibres or like relatively short fibres from fleeces or layers composed of fibres without existing or potential cohesive properties
    • D04H1/58—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of staple fibres or like relatively short fibres from fleeces or layers composed of fibres without existing or potential cohesive properties by applying, incorporating or activating chemical or thermoplastic bonding agents, e.g. adhesives
    • D04H1/64—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of staple fibres or like relatively short fibres from fleeces or layers composed of fibres without existing or potential cohesive properties by applying, incorporating or activating chemical or thermoplastic bonding agents, e.g. adhesives the bonding agent being applied in wet state, e.g. chemical agents in dispersions or solutions
    • D—TEXTILES; PAPER
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Description

【発明の詳細な説明】 本発明は人工血管の製造方法に関するものであ
る。
人工血管ではくだ（管）が使用され、これは人
又は動物にその動脈及び静脈の一部分に使用され
る。人工血管は外科の目的に役立つ。
継目がなく、襞をとつた、縮んだ、織られた、
編まれたくだとにつくられている人工血管が公知
である。このくだの襞どりはくだが強い撓み応力
を受けた時に曲折（折れる）することができるこ
とを回避する。くだが曲折されると、中を通過す
る血液は強く絞られて或は完全に閉塞されるであ
ろう。しかし襞どりは移植後成長して又はその後
も曲折が起る限り再び消失する。襞どりは更に流
動血液中に乱流を惹起し、このことは非常に不利
なことである。襞どりによつて組織を形成する織
糸も損傷され、それによつて人工血管が弱められ
る。これらの人工血管は更に度々不利な特性を有
する、即ち人工血管は常に最初から織られた人工
血管では織られた人工血管の結合組織の不可避の
成長によつて半径方向に非弾性的にされ、自然の
血管の有する特性を有さない、自然の血管は血圧
の上昇の際に弾性的に拡げられ、血圧が低下した
場合には弾性的に狭窄するからである。
編まれた血管はまた自然の血管（動脈又は静
脈）との結合個所にこの人工血管を自然の血管と
結合するための継目は人工的に編まれた血管によ
つて総付けされてつくられうる。
更に微小孔付、半径方向に非弾性的従つて弾性
的に拡がることのできないポリテトラフルオルエ
チレン（PTFE）から成る管として形成された人
工血管が公知である。この管は割れの危険は回避
されるが半径方向の拡がりの可能性のないのが欠
点である。またこの管の材料はクリープを生じ、
これに管は長時間に亘つて不可逆的にゆつくり拡
がり、そのために血液の物理化学的流動状態が変
わり、このことは不利なことでありかつ望ましく
ないことである。
本発明の課題は曲折の危険なしに比較的小さい
曲率半径まで弾性的に曲げられることのできる人
工血管を製造する方法を創造することである。更
に本発明によつて製造された人工血管は所望の場
合、最初だけ半径方向に弾性拡張可能であるので
はなく、むしろこの半径方向の弾性拡張性は移植
後でも尚数年又は場合によつては多年に亘つて保
持され、その結果そのような人工血管は移植の後
変動又は脈動血圧によつて可逆的に拡張され、狭
窄され、自然の動脈及び静脈の有する特性を有す
る。
更に本発明の目的は弾性特性が自然の動脈及び
静脈に適合され、前記公知の人工血管とは異なる
人工血管の製造方法を創造することである。
粘着された単繊維から形成されたくだは自然の
動脈及び静脈に非常に近似した優れた弾性特性を
有する。人工血管は弾性的に可撓的であり、その
際曲折の危険なしに直接比較的小さい曲率半径が
得られることができる。例えば４mmの内径の円筒
状人工血管に対する医学的要求はそれが曲折なし
に曲率半径20mmに彎曲されることであつた。研究
の頭初において15mmの許容曲率半径をもつた直線
人工血管の製造が行われた。本発明による方法は
直線人工血管がつくられ、この血管は自然の動脈
及び静脈のように半径方向に拡張可能である。身
体に移植後この半径方向の弾性拡張可能性が多年
の間保持される必要がある場合このことは相互に
粘着された単繊維から形成されたくだが移植後そ
こで結合組織が深く成長することができないよう
に形成されて達成される。身体の結合組織がくだ
の表面でのみ僅かの部分が成長し、又はくだにこ
れと結合して表面でのみ成長する場合に半径方向
の拡張可能性は阻害されない。このことは単繊維
から成るくだの中空室が閉鎖され、は中空室が相
互に粘着された単繊維から成るくだが多孔性であ
る場合にくだを合成樹脂又は他の好適な材料から
成る、結合組織のための不透明フイルムによつて
被覆し、例えばくだをポリマー溶液中に回転しな
がら挿入す。浸漬法においてくだの周囲面上結合
組織を透過させない合成樹脂フイルムを形成する
ようにしてつくることによつて達成される。一般
に移植の後半径方向の拡張可能性を単繊維から成
るくだをその中空室が閉ざされるように製造する
ことによつて確保することは特に好適である。こ
のことは非常に僅かな繊度の繊維が使用され、繊
維は粘着性表面の比較的低い粘性をもつて棒にか
らまることによつて達成され、その結果これらの
繊維を巻付けてくだをつくる際に粘着する表面層
は交叉する繊維によつて区画された中空室をその
まゝにして、くだの外被を貫く小孔ではなく、む
しろ中へ結合組織が成長することができない閉鎖
された中空室が生ずるように繊維が方向づけされ
る。
これに対して繊度の大きな繊維及び又は棒に到
達した際に最早流動しない非常に薄い粘着表面層
を有する場合単繊維から形成される多孔性又は高
多孔性のくだが得られる。この場合結合組織はく
だの壁を完全に貫いて生長し、こうして移植とし
てのこのくだは時間の経過とともに半径方向の弾
性拡張可能性を失なう。本発明による方法は所望
に従つて弾性的に拡張可能に或は移植後はもとの
弾性拡張可能性を失わずに生体和合する人工血管
がつくられることができる。
更に相異なる弾性率の繊維の選択によつてくだ
に対する一つ又は多くの相異なる特定（配向）方
向への繊維の蓄積、棒の速度又は棒のまわりの空
気循環の調整、使用された繊維の長繊維ダイヤク
ラム更には所望の半径方向の弾性率、可撓性、曲
折強度及び単繊維から得られるくだのその外の特
性を得なければならない。
人工血管の外表面は有利に大抵単繊維からの製
造によつて得られる粗い形態のまゝ放置されるこ
とができる。そのわけはこのことは多くの場合に
少なくとも、人工血管の所望の表面特性に相応
し、その特性は移植後の人工血管での結合組織の
迅速かつ安全な生長を保証し、移植の位置は動脈
又は静脈の一部分を形成する人工血管を固定する
からである。しかし所望な個所で人工血管が平滑
な外表面を有する場合にもありうる。このことは
必要な場合に好適な後処理、例えば合成樹脂から
成る平滑な被覆の被嵌によつて困難なしに達成さ
れる。
同様に本発明によつて製造される人工血管の内
表面は単繊維によつて制限された粗さのまゝにさ
れることができ、或は種々の方法で達成されうる
他の好適な状態を含む。好適な実施形では人工血
管の製造の際に単繊維が可撓性フイルム、好まし
くは弾性合成樹脂フイルムから成り、棒上にある
継目のないくだの上に被嵌され、それが仕上げら
れた人工血管の内側くだを形成することが考えら
れうる。そして内側くだはフイルムから成るので
直接必要な場合に人工血管の完全に平滑な内表面
を形成することができる。必要な場合には仕上げ
られたくだとして棒上に被嵌されたフイルム状内
側くだも液体透過性でありうるか、或は特定の血
液構成部分のためにのみ不透過性で他の血液構成
部分を、例えば酵素を透過可能でありうる。この
内側くだは結合組織のために不透過性であり得、
従つて結合組織が壁を通つて人工血管の管腔中に
生長しうることを回避する。
人工血管において結合組織が外方から管腔中に
生長しえないように形成される場合にこのことは
従来許容されたよりも小さい直径の管腔の人工血
管を使用することを可能にする。従来使用された
人工血管は常に多孔性であつてその結果常に結合
組織は管腔中に生長し、かつ狭さくすることがで
き、その結果管腔の直径の安全性の理由から管径
はあまり小さすぎてはいけなかつた。本発明によ
つてつくられる人工血管でも既に述べたように多
孔性につくられ、同様に管腔中に結合組織が生長
することができる。
新らしい人工血管では自然の動脈に類似させる
ために必要な外科針の突刺しのための力消費は前
述した公知の人工血管の場合よりも少ない。
本発明によつてつくられる人工血管は相異なる
形態を付与されることができる。人工血管は円筒
状、例えば真円円筒又は惰円円筒でありうる。こ
の横断面は円形、非円形、惰円等でありうる。そ
の直径及び又は横断面形は長さに亘つても変えら
れ、連続的に又は段階的にも変えられうる。
単繊維の製造は種々の方法で行われることがで
きる。本発明による方法の好適かつ特別に有利な
実施形では全ての繊維又は繊維の少なくとも大多
数が繊維スプレー、即ちポリマー溶液がスプレー
ノズル及び噴霧ノズルから圧力をもつて噴射され
ることによつて生成され、その際この溶液が空中
へ出た直後に繊維を形成し、繊維は相異なる長さ
と太さを有し、その繊維はスプレー圧力のみによ
つて或はノズル開口からポリマー溶液と一緒に流
出する圧縮空気によつて形成されうる付加的空気
流によつて棒へと搬送される。その際、空気案内
に従つて全ての繊維が棒へと達するわけではな
い。損失繊維は再び溶解され、その溶液が再び使
用される。
一般に当該人工血管の全ての単繊維が繊維スプ
レーによつて生ずる場合に特別に有利である。繊
維スプレーは繊維を生成し、繊維は製造直後に粘
着表面を有し粘着表面は困難なしにそれが棒上に
巻付けられる間粘着性を保ちうる。これに対して
多くの場合可能でもありかつ合目的的でありうる
ことがあるが、個々の繊維が繊維束、例えば区間
上でつくられた繊維束の溶解によつて得られ、棒
へと空気圧によつて搬送されて、それから棒への
飛行の間この繊維が溶剤又は結合剤と接触しなけ
ればならず、それによつて表面は粘着性になりこ
れらの繊維が繊維スプレーによつて得られた繊維
と合せて使用され、スプレー工程中につくられた
粘着繊維によつて接合されることになる。
ポリウレタンから成る単繊維が特別に有利であ
ると実証された。その繊性率は研究で示されたよ
うに特別に好適な半径方向の弾性特性を有する人
工血管に通じる。しかし特に合目的的である場合
には合成樹脂、特に熱可塑性樹脂から成る他の繊
維も使用されることができる。
くだにするために棒上への単繊維の巻付は好ま
しくは棒の回転によつてのみ行われることができ
る。しかしこの巻付は棒のまわりに循環する。好
ましくは棒の軸線方向に向いた成分を有しうる。
即ち棒をスパイラル状又はらせん状にとり巻いて
流れることができる空気流によつて作用すること
も考えられる。必要な場合には、そのような循環
空気流動は棒の回転とも合成されることができ
る。またスプレー法によつてつくられた繊維では
ポリマー溶液をスプレーするスプレー又は噴射ノ
ズルを棒のまわりに回転させることも考えられ
る。
更に単繊維がこれを搬送する引渡しロール対か
ら直線棒又は型中に把持されたくだの周囲に供給
され、即ち空気圧的中間搬送なしに供給され、そ
して単繊維が巻付線又はその前に粘着剤又はその
表面と粘着する溶剤に接触することが考えられう
る。
図面に基いて本発明の実施例を説明する。
第１図中１０は空気圧による噴射ノズルを表わ
し、これは圧縮空気源１２から供給される圧縮空
気のためのはめ管１１を有し、圧縮空気は管路１
３と支流管路１４を経てリング室１５に入り、そ
こから管路１８を取囲んでいるリング溝１６を通
つて流出し、その際管路１８から流出するポリマ
ー溶液は単繊維の形成のためにスプレーされる。
このポリマー溶液はこの圧縮空気から生ずる負圧
によつて吸引されそして或はポリマー溶液を含む
貯蔵タンク１７の内部に生じた過圧によつて管路
１８から流出する。貯蔵タンク１７は要望に従つ
て内側を過圧にしうるし、過圧にされないことも
できる。ポリマー溶液に必要な量は調整針１８′
によつて調整可能である。
ポリマー溶液では好ましくは液状ポリウレタン
溶液が対象とされるが、管路１８からの流出の後
に単繊維を生ずる合成樹脂の他の好適な溶液も対
象となり、その製造は繊維噴霧されることができ
る。ポリマー溶液は圧縮空気によつてスプレーさ
れ、その結果流動方向に噴射ノズル１０は噴射ノ
ズルを取囲む空中において前述の合成樹脂繊維を
形成し、繊維は短時間の間粘着性表面層を有し、
その粘度はポリマー溶液の溶剤割合によつて調整
可能である。
ノズル１０から距離Ｌに棒１９が配設されてお
り、その縦軸線は合目的的に点２０においてノズ
ル１０の縦軸線と交わる。しかし必要な場合には
ノズル１０の縦軸線の側方を通るようにすること
ができる。必要な場合には棒は場合に合目的的で
あるように噴射ノズルのための他の配列を有する
こともできる。特に人工血管の製造の間棒の位置
を不連続的に又は連続的に調整することが有利で
ある。
棒１９はこの実施例においてモータによつて又
は手動によつて投影面内で点２０のまわりを実線
で示した位置から矢印Ａの方向に180゜回動可能で
ある。この棒１９は更にモータ２１によつて調整
可能な回転数で縦軸線のまわりに回転可能であ
る。回転数は例えば20〜200r.p.m.になり得、そ
して必要に従つて一定に調整され或は人工血管の
製造中に変えられる。
棒１９では円筒棒、円錐その他の回転対称又は
回転非対称棒を対象とする、これは棒の上に形成
されるべき人工血管２３（動脈又は静脈）の管腔
のためである。
噴射ノズル１０の縦軸線と同列にある棒１９の
点線で表わされた位置から棒の両側の方向に測つ
た角度は＋ａと−ａで表わされる。
棒上における人工血管２３の製造のために一般
に角度ａは＋45゜〜＋90゜及び−45゜〜−90゜が問題
となる。原線維が層状に交叉する自然の動脈及び
静脈の構成に倣つた形成において繊維からつくら
れたくだ25も、隣接した層の繊維がクロスする一
つの層構造を有することが合目的的であり、その
ために棒１９は角度＋ａに繊維層を構成する際及
び−ａの角度に上層繊維層を構成する際に調整さ
れる。例えば繊維層２５′（第２図）をその縦軸
線のまわりに回転する棒１９上に形成することが
でき、その際角度ａ＝＋50゜、そして後に棒１９
を角度ａ＝−60゜に調整し、そしてこの角度調整
において、別の繊維層２５″をこの棒１９の回転
の下に棒１９上その縦軸線のまわりに被嵌するこ
とが行われる。繊維層２５″及び２５′は相互に固
く結合されることができ、或は人工血管への要請
に従つて相互に緩く被嵌られることもできる。
棒１９上につくられた動脈又は静脈の形の人工
血管の横断面を示す第２図中、この人工血管２３
はフイルム状内側くだ２４及び相互に粘着された
単繊維から成る外側くだ２５から成る。外側くだ
は同軸の層２５′及び２５″から成り、その際前に
示したように単繊維は各層２５′，２５″において
所定の特定（配向）方向を有する。これらの両特
定方向は相異なり、かつ好ましくは交叉的にされ
ることができる。
第１図においてノズル１０と点２０との間の間
隔はＬで表わされている。
棒１９は金属又はその他の材料から成ることが
できる。棒は溶液による人工血管２３の製造の後
その内室から離隔されることができ、こうして人
工血管の損傷の危険は回避される。
次にこの実施例の棒１９上での人工動脈又は人
工静脈２３の製造方法を次に詳しく説明する。
この有利な実施例において噴射ノズル１０を通
つて下流に、そこに生じた尚粘着性の単繊維から
リング隙間１６から流出する圧縮空気によつての
み棒１９まで吹付けられ、その結果棒に対してこ
の繊維の空気輸送のための他の空気は不必要であ
る。全ての繊維が棒に達するものではないことは
自明である。棒１９の側方を通過する繊維は集収
され、再び溶液されることができる。
この図示の特別に有利な製造方法では次の場合
である。スプレー法においてつくられた繊維は相
異なる長さと相異なる繊度を有する。この繊度及
び長繊維ダイヤグラムは管路１８から流出し又は
圧縮空気によつて生ずる負圧によつて或はポリマ
溶液を含有する貯蔵タンク１７中に生ずる過圧に
よつて、そして更にポリマー溶液の種類によつて
及び管路から流出するポリマー溶液の流量によつ
て変えられる。ポリマー溶液の粘度は常に溶剤の
相異なる割合によつて相違して調整されることが
でき、そしてこうして繊維の粘着特性並びに繊維
の長さ等が変えられることができる。単繊維の弾
性率は使用された合成樹脂に従つて調整される。
既に述べたように好ましくはポリウレタン溶液が
ポリマー溶液として用いられることができる。
第１図に示した装置によつて単繊維から成るく
だ２５（その際フイルム状内側くだ２４がある場
合には人工血管２３の外側くだが対象とされる
が、必要な場合にはフイルム状内側くだも省略さ
れることができるが有利に繊維スプレーによつて
発生し、ノズル１０のリングスロツト１６から流
出する圧縮空気によつて生ずる空気流によつて空
気圧的に棒１９に搬送される単繊維は製造中の人
工繊維くだ２５の外周面の少なくとも一側面に繊
維ひげ２８を形成し、その際縦軸線のまわりの棒
１９の回転数はこの繊維ひげ２８の長さが好まし
くは最長の単繊維の長さに大凡相応することがで
きる平均値を有するように定められている。新た
に到着する単繊維はその粘着表面を繊維ひげ２８
に粘着する。繊維ひげ２８は噴射ノズル１０から
みて棒１９の縦側面に噴射ノズル１０から離れる
方向に延在し、そして棒１９の回転方向Ｃの従う
回転によつてその縦軸線のまわりで棒１９の周囲
上に巻付けられる。繊維ひげの基底は製造中の人
工血管の母線２９又はその都度の外周面２９′に
始まる。方法条件に従つて繊維ひげ２８（第３
図）は母線２９に形成され、或は二つの繊維ひげ
２８（第４図）が二つの直径上で向い合つて位置
する母線２９及び２９′に形成され、その際その
都度空気流Ｂが各くだの周囲に接する母線であ
る。第３図及び第４図においてＣによつて回転方
向を表わす。しかし棒１９の回転数は既にのべた
ように常に繊維ひげ２８が存在するように定めら
れ、その結果新たに到達し、これに達する単繊維
はこの繊維ひげに「粘着され」成程その開放端は
延ばされている。この繊維ひげ２８が新たに到達
した繊維によつて長くされるための速度と同一速
度によつて繊維ひげは棒１９上に巻付けられ、そ
の結果繊維ひげ２８の静止の長さが得られる。新
たに到達した繊維はオープン・エンド・精紡方法
と類似して繊維ひげにまつわりつき、その開放端
は延ばされている。しかしこの単繊維は撚糸状に
巻付けられるのではなく、噴射ノズル１０から流
出する圧縮空気によつて生じ、棒１９には矢印Ｂ
で示す方向を有する空気流がこの空気流動方向Ｂ
に方向づけされ、そしてこの方向によつて棒１９
上に巻付けられる。その際角度ａは＋90゜及び−
90゜よりも小さく、0゜よりも大きい場合に棒１９
上での繊維ひげ２８の繊維のらせん状の巻付が行
われる。その際長さに従つて繊維は棒１９のまわ
りで360゜よりも小さい角度、360゜又はそれ以上の
角度に延在する。繊維噴射では360゜よりも僅かだ
け棒のまわりに巻付けられることができる繊維並
びに360゜よりも大きく棒のまわりに巻付けられる
こともできる。
繊維ひげ２８を形成する単繊維は相互に正しく
平行には向けられておらず、むしろ空気流動方向
Ｂに対して平行の特定方向のみを有する。ひげ２
８へのこの単繊維の到達の後にばらばらの繊維も
部分的の空気流Ｂに対して横に延在することがで
きる。しかしこの場合に繊維ひげ２８における繊
維の特定方向が調整され、従つて単繊維から成る
くだ２５中においても調整され、その際この特定
（配向）方向は角度ａの変化によつて＋90゜と−
90゜との間で連続的に又は不連続的に変えられる
ことができる単繊維の交叉した特定方向を有する
多くの層２５′及び２５″（第２図）を形成するこ
とは特に有利である。勿論二つ以上の層も形成さ
れることができる。
第１図に示された装置は従来不可能であつたよ
うな極端に大きな変形性をもつようにつくられる
人工血管を可能にする。
実施例 次に、第１図に示された装置によつて実施さ
れ、人体に特に好適な人工血管をつくることがで
きた二、三の特別な製造例である。
次の製造例では次の物理量が用いられた。
距離Ｌ＝1.5ｍ 噴射ノズル１０として使用され、レヒラ社から
DRS142という商品番号で供給された空気圧収噴
射ノズル。
噴射ノズル１０の入口の圧縮空気圧は2.5バー
ルである。噴射ノズル１０を通る圧縮空気の流速
は16Nm3／ｈである。
タンク１７中には常に中にあるポリマー溶液を
負荷している３バールの一定圧力が保持された。
縦軸線のまわりの棒１９の回転数は20〜50r.p.
m.である。
実施例 １ 棒１９として外径４mmのポリビニルアルコール
から成る円形棒１９が使用された。棒上で処方１
によるポリウレタン溶液のスプレーによつて人工
血管がつくられ、相互に粘着された単繊維のみか
らなる。
ポリウレタン溶液のスプレー量は200グラムで
あり、スプレー時間は17分である。
人工血管として二層から成るくだがつくられ、
その際各層の製造の間棒１９は常時回転し、その
都度所定の角度ａに調整される。
１層 角度ａ＝＋60゜ 層厚さ 0.45mm ２層 角度ａ＝−60゜ 層厚さ 0.45mm 人工血管の壁厚は0.9mmである。
棒１９上で22℃で５分間乾燥した後に人工血管
が棒１９から外され、次の乾燥のために懸吊支持
された。
得られた人工血管の内表面は繊維的に粗く、壁
は多孔性であつた。外表面は同様に繊維的に粗か
つた。
実施例 ２ 棒１９として６mmの外径壁厚１mmのポリビニル
アルコールから成る円筒状くだが使用され、くだ
は４mmの外径の円筒鋼棒上に被嵌された。
更に内側フイルム状くだが被嵌された。このた
めに使用されたポリマー溶液は処方２に従つてつ
くられた。製造された内側フイルム状くだの厚さ
は0.07mm、繊維のスプレーのために処方３による
ポリマー溶液が使用された。
ポリマー溶液のスプレー量は200ｇであり、ス
プレー時間は12分である。棒１９の回転の下に短
い時間間隔において二つの繊維層がつくられ、そ
の層において繊維は相異なる特定方向を有する。
１層 角度ａ＝＋45゜ 層厚さ 0.35mm 使用したポリマー溶液：100ｇ ２層 角度ａ＝−45゜ 層厚さ 0.35mm 使用したポリマー溶液：100ｇ 両層は相異なる層厚さを有し、その際第一層は
大きな繊維厚さ、第二層は小さい単繊維厚さを有
する。
このことは２層２５″に対する１層２５′の製造
の際にノズル１０を通るポリマー溶液の高い時間
的装入量（第１図の針１８′による調整）によつ
て達成される。
室温22℃で棒上に15分間人工血管を乾燥した後
人工血管は棒から外され、次の乾燥のために懸吊
支持された。フイルム状内側くだから及びこれと
固着され二層の繊維外側くだから成る人工血管は
平滑な内表面と繊維の粗い外表面を有する。内側
フイルム状くだは結合組織の生長を阻止する。し
かし結合組織は１層〜２層まで生長し、それによ
つてこの人工血管は移植される身体に位置固定さ
れる。
実施例 ３ 直径４mmの鋼棒１９が使用された、内側フイル
ム状くだとして市販のスクリユー押出方法によつ
て継目なしにつくられたフイルム状管が使用さ
れ、これは処方４の製造のために使用されたと同
一基材から成る。フイルム状管の壁厚さは0.1mm
である。繊維スプレーのために使用されたポリマ
ー溶液は処方４によつてつくられ、スプレー量は
275ｇ、同一繊維密度の二つの繊維層がつくられ
た。
１層： 角度ａ＝＋50゜ 層厚さ 0.5mm ２層： 角度ａ＝−60゜ 層厚さ 0.5mm スプレー時間 12分 総層厚さ 1.1mm 仕上げられた人工血管は棒１９から外され、室
温での乾燥のために懸吊支持された。非常に平滑
な内表面を備えた人工血管が得られた。外表面は
粗くかつ多孔質ではなかつた。
使用された処方 処方 １ 出発生成物は顆粒状の芳香族ポリエチルウレタ
ンであり、B.F.商会（オランダ国ゴツドリツヒ）
製で、商品番号ESTANE5714FI樹脂である。
このポリウレタンの特性 比 重 1.11gr／cm3 引張強度 3600N／cm2 破壊伸び 560％ シヨア硬度Ａ 80゜ この顆粒10部をアセトン14部、Ｎ，Ｎデメチル
フオルムアミド10部中に溶解する。
処方 ２ 出発生成物とに脂肪族ポリエステルウレタンが
使用された。これはバイエル商会から商品番号
「Impranil ELH」で販売されており、溶液であ
る。
特 性 溶液の粘度 350ポイズ（25℃） フイルム特性 シヨアＡ硬度 88゜ 引張強度 5200N／cm2 破壊伸び 420％ Emporanil ELH溶液キシロール／イソプロパ
ノール／エチルグリコール＝29：20：21、略30
％。
この溶液40部をイソプロパノール５部、トルオ
ール40部、Ｎ，Ｎヂメチルフオルムアミド15部で
希釈された。
処方 ３ 出発材料は処方２と同一、バイエル商会の脂肪
族ポリエステルウレタンの30％溶液である。この
溶液200部がアセトン25部、ホルオル150部、及び
イソプロパノール20部で稀釈された。
処方 ４ 基材は顆粒状のポリエーテルウレタンであり米
国UPTOHN社の商品番号「Pellethane
CPR2363−80Aウレタンエラストプラスチツクポ
リマー」である。
特 性 比 重 1.13ｇ／cm3 引張強度 4200N／cm2 破壊伸び 550％ この顆粒400部をアセトン650部、イソプロパノ
ール70部、ｎ，ｎデメチルフオルムアミド300部
中に溶解した。
その他 新しい方法でつくられた人工血管は後処理さ
れ、例えば人工血管の所望の境界面特性に従つて
人工血管を親水性又は非親水性にするために行わ
れる。このために好ましくは人工血管の内表面の
連続処理目的であり、その際この処理方法は自体
合成樹脂では公知であり、その結果この処理方法
は当業者にとつては詳しい説明は必要ない。
(a) ポリマーへのラジカルイニシエータの付加に
よる移植 (b) 表面のγ線放射、それによりポリマーの化学
的変換 (c) 保護ガス給入の下にモノマーの存在の下に表
面のγ線放射 (d) ポリマー表面への他のポリマー分の付着、ポ
リマー表面は血液及び構成部分に対する所望か
つ必要な境界面特性を有し、従つてもとのモノ
マーのそのようにして得られた表面を特徴づけ
ている。
他の公知の方法も好適であり、その方法は人工
血管の内表面の境界面特性を変形することであ
る。
例えば繊維層２５′及び２５″のように複数の繊
維層がつくられる場合に方法は選択的に隣接の層
が相互に粘着されるか粘着されていないようにさ
れうる。粘着されない場合、一つの層は内方にあ
る層が緩く把持され、それによつてこの層は重な
つた層表面の粗さによつて軸線方向における移動
が回避されている。隣接した層の粘着は一つの層
から次の層への移行の際に先につくられた層の外
表面が乾燥されない場合に簡単な方法で達成され
る。即ち繊維スプレーとともに棒１９の角度調整
の間に続行されるか、或は繊維スプレーが先につ
くられた層の表面が次の層のための最初の繊維の
到達の際に尚粘着性をもつている程短い時間のみ
中断され：そしてその際棒１９を新しい角度位置
に調整する。これに対して一つの層の製造の後に
繊維スプレーがこの層の外表面が乾燥するまでの
間中断され、それからはじめて次の層の製造が開
始される場合、上記の実施例では第２層の繊維が
第一層の繊維に達しても両層の間に粘着は生じな
い。
第１図において図示の装置は単一の噴射ノズル
を有する。棒上には繊維スプレーによつて生成さ
れ、棒に巻付けれらた繊維から成るくだが形成さ
れ、その長さは大略棒１９の部分によつて決定さ
れ、棒は噴射ノズル１０から生じた円錐形の繊維
−空気流動の内方にある。共通に繊維の状態に従
つて人工血管の両端を切ることは勿論合目的的で
ある。より長い人工血管をつくる場合、単一の噴
射ノズル１０によつて棒１９の軸線方向の移動な
しにつくられることができるが、二つ又はそれ以
上の噴射ノズルが好適な間隔に配設されることが
でき、この間隔は同時に相応した長い棒１９上の
相応した長い人工血管がつくられる。
【図面の簡単な説明】
第１図は本発明による人工血管の製造方法を実
施するための装置の正面図、第２図は本発明によ
つてつくられる人工血管の拡大横断面図、そして
第３図及び第４図は、本発明によつてつくられる
人工血管の拡大横断面図であつて繊維ひげ２８，
２８′を表わしている。

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 １ 少なくとも１つのノズルを通るポリマ溶液の
    スプレーによる単繊維の製造、この単繊維を棒ま
    で搬送すること及び棒上に単繊維を巻き付けるこ
    とによりくだ状の人工血管を製造する方法におい
    て、 溶液は少なくとも１つのノズルを通つてノズル
    の前に存在するガス状媒体中に圧縮空気の供給の
    下にスプレーされて単繊維にされ、単繊維は媒体
    中に発生した流動によつて棒まで搬送され、そし
    て縦軸線の周りを回転する棒に流れの下流に向け
    られて少なくとも１つの繊維ひげの形の繊維フリ
    ースが発生しかつ巻き付けられ、その際巻き付け
    の間のノズルと棒との間の相対位置は棒上の繊維
    が少なくとも２つの相異なる交叉した配向方向に
    巻き付けられるように調整され、そして単繊維は
    相互にそれが棒上にある間にその尚接着性のある
    表面によつて相互に接着されることを特徴とする
    前記方法。
JP58234434A 1978-02-14 1983-12-14 人工血管の製造方法 Granted JPS59181149A (ja)

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