JPS6346152A - 医療用チユ−ブ及びその製造方法 - 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、医療用チューブ及びその製造方法に関し、更
に詳しくは血液適合性に優れた医療用チューブ、特に人
工血管に適したチューブ及びその製造方法に関する。

［従来技術及びその問題点］ 従来、熱可塑性高分子化合物からなる医療用チューブの
製造方法としては、高分子化合物を加熱溶融して押出す
方法（以下「溶融押出し法」という）、丸棒状の型の上
に必要な厚さのボリマ一層が形成されるまでポリマー溶
液に繰り返しディッピングする方法（以下「デイツプ法
」という）及び環状オリフィスから高分子化合物の溶液
を押出し、環状オリフィスの中央から内部凝固液を押出
しつつ全体を外部凝固液に浸す方法（特開昭６０−１８
８１６４号公報）が知られている。

しかしながら、これらの方法で再現性よく血液適合性を
長期に亘って示す医療用チューブを得ることができず、
殊に６脂■以下の内径を有する人工血管で満足に使用で
きる製品はまだない。

即ち、溶融押出し法により得たチューブは、平滑な内外
面を形成し、チューブの壁全体が緻密な構造となり任意
に制御することができない、また当然のことながら、縫
合時の針のとおりが悪いという実用上大きな問題点があ
る。このようなチューブを血液や周囲の組織との長期に
わたる適合性を要求される人工血管のような用途に適用
すると、ポリウレタンやポリウレタンウレアのように抗
血栓性の優れた材料を用いても望ましい成績を得られな
い、即ち、移植期間が長くなると、経時的に石灰化がお
こり結果としてその周辺に血栓が多量に生成してしまう
、また、このような平滑な内面を持ったチューブを人工
血管として使用した時には、生体側の血管の断端から伸
びる内膜組織が人工血管の内面に安定に生着せずに剥離
を起こすので、その部分で流れの乱れが発生して血栓を
生じ、再びそれが組織化することにより内膜の肥厚が起
ることが知られている。

デイツプ法では、寸法の精度が低く肉厚にムラができる
上に壁の構造が多層状となり存意に再現性よく制御する
ことができない、即ち、デイツプ毎に型上に塗布された
ポリウレタン溶液の溶媒蒸発を均一にコントロールする
ことができないため構造に均一性を欠き、信頼性の高い
製品を得ることができない。

特開昭６０−１８８１６４号公報記載の方法は木質的に
高分子化合物の溶液の凝固を内外の両面から行うことに
特徴を有しているが、従来の中空繊維膜の製造方法と何
等変わりがなく、チューブの内側と外側とから凝固が進
むので両面にスキン層を持つ物しかできない、また、こ
の方法では、凝固がチューブが変形を起こさぬような状
態まで進むのに長時間を要するので、形態安定性の悪い
内径の大きなチューブを製造しようとすると、引き取り
の過程で変形や凝固のムラが起こりやすく、実際には径
が１〜２ｍｍをこえると成形チューブはいびつになって
しまうという欠点がある。

また、内径７ｍｍ以下の人工血管では、生体血管との接
合性が重要であり、物性の微妙な制御が開存成績の向上
のために不可欠である。殊に縫合の際に生体血管と人工
血管の内面同志がスムースにつながるための適当な柔軟
性が必要である。更に縫合針の通りがよいことが縫合性
を高め、開存成績に大きな影響をもつ、即ち、吻合性が
よいことは、生体血管との連結部分の流路を好ましい形
状にするためにきわめて重要である。また、人工血管は
半永久的に使用されるので、１日１０万回以上の血圧に
よる拍動負荷に壁膜が耐えねばならぬことは勿論のこと
、応力集中点となる縫い目が徐々に拡張したり裂けたり
しないことが基本的に必要な性質である。

ポリ四フッ化エチレンをチューブ状に成形した後、延伸
して微細な繊維状構造を持たせた人工血管が従来から使
用されているが、これらはポリエステル＃ａ雄を編織し
たチューブにヒダをつけた人工血管に比べて抗血栓性は
改良されているが、針の通りが悪く、針穴からの出血が
起る等の問題がある上に、生体血管との接合性に改善の
余地がある。

人工血管のうち、殊に７Ｉ１層以下、とり分け６ｍ思以
下の内径ではその開存成績は臨床的に満足・に使用でき
る物は存在しなかった。前記のポリ四フッ化エチレンを
多孔質にした物が限られた用途に使われているにすぎず
、１年以上の開存率は不満足な成績であるため、より開
存性の優れた人工血管の開発が望まれている。開存成績
向上のためには、素材の抗血栓性を改善することがまず
必要不可欠である。更に人工血管として必要な前記の力
学的性質を付与しなければならない０次に長期の開存性
に優れた管壁の構造を保持していなければならない、先
に述べたように緻密な構造の人工血管は長期にわたる開
存状態を維持できないことは実験的に多くのデータで示
されている。殊に内面に成長する内膜が安定に保持され
ず、成長と血流や屈曲による剥離が繰返されている。と
り分は生体血管との連結部分ではパンヌスの異常な成長
が起こったり、これが血流の乱れの原因となって血栓が
成長し、徐々に組織化して吻合部の狭窄にいたる、内膜
の安定な生着のためには、内面にスキン層がなく１〜１
００、好ましくは３〜２０ミクロンの直径を持つへこみ
があり、かつ、このへこみが管壁内部の空胞まで貫通し
ていることが好ましい、従って、このような少くとも内
面にスキン層を持たない構造を有する人工血管は、公知
の環状オリフィスを用いて内外両面から凝固させる方法
では作ることができない。

この問題点を回避するための方法として、例えば、特開
昭６０−１８８１６５号が提案されている。即ち、溶液
中の造孔剤を混在させて成形した後、これを何等かの方
法で除去することにより、内面に緻密なスキン層の生じ
るのを防止する方法である。しかしながら、この方法で
は工程が極めて複雑になるのみならず、血管の素孔性が
高くなるという木質的な欠陥を伴う、即ち、管壁全体が
多孔質になるため血漿の浸出が起こり、セローマのよう
な合併症が予後を悪くしてしまう、同様の現象は前記の
ポリ四フッ化エチレンの人工血管でも頻繁に発生し、ひ
いては感染症をひき起こし再移植を余儀なくされること
は周知の事実である。

更に血球成分の管壁からの漏れが起きぬような造孔剤を
使用すれば、人工血管内面での組織の安定な生着が望め
ないことはいうまでもない。

人工血管としては、内面に内膜の安定な生着を促すよう
に管壁の内部まで貫通した穴を有し、かつ、外面には血
球は勿論、血漿をも通さないような緻密な構造を持って
いることが好ましい、このような構造に加うるに、力学
的に充分な強度と、初期血栓を少量にとどめ得る本質的
な抗血栓性、更に長期に生体に移植されても強い組織反
応の原因となったり生分解による劣化を起こさない材料
で形成されることが必要である。

本発明者らは前述した従来の医療用チューブの欠点を解
消するため、鋭意研究を重ねた結果、血液適合性に優れ
た医療用チューブ、とり分は開存性に優れた人工血管の
製造に成功し、本発明を完成するに至った。

［発明の構成］ 本発明の医療用チューブは、高分子化合物からなる単層
の医療用チューブであって、該チューブを構成する管壁
の内部組織が多孔質であり、該管壁の内面にはスキン層
が存在しないことを特徴とするものである。

前述した本発明の医療用チューブの一態様として、管壁
の内部組織が、空胞を構成する空胞壁が多数連続して繋
がった状態に構成され、該管壁の内面が該空胞壁が連続
して繋がったものから構成されているものが挙げられる
。前記空胞壁は前記空胞に比べて充分小さい孔を多数有
する多孔質のものであることが好ましく、このような構
成は後述の湿式法による製造方法を用いて凝固させるこ
とによって得られる０本発明の医療用チューブにおいて
空胞を構成する空胞壁はｏ、ｏｉｇ〜３０ルの細かい孔
が存在するミクロなスポンジ状の構造をなしているので
、細胞が生育し易くて治癒効果も高い。

本発明の医療用チューブは、特殊な内部組織と、異質の
スキン構造を有さないので、優れたコンプライアンス（
力学的順応性）と、優れた生体適合性と、生育内皮・の
安定化とを達成することができる。このようにして本発
明は用いた材料本来の力学的特性、例えば強度及び耐疲
労性を保持し、移植後、経時的塑性変形を生じず、また
内部組織に緻密な部分が存在する従来の医療用チューブ
の剛直さがなく、優れた力学的特性、コンプライアンス
及び細胞生成安定性を併せもつ医療用チューブを初めて
提供し得たものである。

本発明の医療用チューブのうち、これを構成する管壁の
内部組織の全体に亘って、空胞を構成する空胞壁が多数
連続して繋がった状態に構成されたものでは、該空胞の
大きさは任意の断面における最大径の空胞の径（９，）
が該管壁の厚み（ｄ）に対して、好ましくは、 ０．００５　　ｄ≦文≦０．９　ｄ の関係にあり、更に好ましくは、 ０．０１　　ｄ≦交≦０．８　ｄ の関係にある。なお、文が０．９　　ｄを超えると、実
用的見地からみて力学的強度が低くて臨床使用に不安を
生じ、文が０．００５　　ｄ未満では、好ましいコンプ
ライアンスが得られない。

本発明に医療用チューブのいまひとつの特長は縫合性が
極めてよいことである０Ｍ合性の良否はしばしば移植血
管の開存性に影響し、縫合状態が悪いとそこに血流の乱
れを生じて血栓生成の引金となり、このために移植血管
の閉塞をもたらす。

本発明の如く、チューブを高分子化合物で構成し、管壁
の内部組織を多孔質とすることによって、適度の伸びと
組織の柔軟性とが相まって縫合針が通り易くて縫合し易
くなり、スムースに宿主血管に吻合させることができる
。

興味のあることは、管壁の内部組織が多孔質である人工
血管は縫合部から裂けることはなく、前記内部組織に緻
密部を含む従来のポリウレタン系人工血管のように縫合
した縫目から亀裂が生じる欠点が完全に解消されている
。また縫合した縫目から血液が漏れることもないのは興
味ある現象であり、これは本来のポリウレタン等の弾性
に加えて、空胞を構成する多数の空胞壁の幾重にも及ぶ
開孔効果によるものと思われる。

本発明の医療用チューブを宿主血管に吻合させると、そ
の内部組織が両者で互いに連続した空胞組織となるため
に、吻合部からの細胞の侵入が容易であって、極めて噛
合部治癒性に優れ、また血管を構成する管壁の内面にス
キン層がないために、内皮細胞の生育に適していて生体
化も早く、このことは本発明の医療用チューブが極めて
優れた長期開存性を有する原因であろうと思われる。

本発明の医療用チューブを構成する管壁の断面における
空胞の分布において、外面に近い程空胞の大きさが小さ
くなるように構成すると、縫合部からの漏血を少くする
ことができて手術成績を著しく向上させることができる
。これは本発明の医療用チューブの製造時に、凝固を外
面からのみ行わせることによって達成される。

本発明に用いる高分子化合物は、血液や組織との適合性
に優れた物質、即ち急性及び慢性の毒性、発熱性、溶血
性を持たず、長期に亘って移植しても周囲の組織に炎症
を惹起しないポリマーである。このようなポリマーとし
ては、例えばポリハロゲン化ビニル、ポリスチレン及び
その誘導体、ポリオレフィン系重合体、ポリエステル系
縮合体、セルロース系高分子、ポリウレタン系高分子、
ポリスルホン系樹脂、ポリアミド系高分子などが挙げら
れる。勿論これらを相互に含む共重合体や混合物でもよ
い、力学的性質や生体内での安定性、更に、抗血栓性の
面から見て、これらの中で好ましいのは、ポリウレタン
系のものである。

その具体例としては、ポリウレタン、ポリウレタンウレ
ア、これらとシリコーンポリマーとのブレンド物又は相
互侵入網目構造を有するものが挙げられる。また、これ
らには、セグメント化ポリウレタン又はポリウレタンウ
レア、主鎖中にポリジメチルシロキサンを含むもの、ハ
ード、ソフトセグメントにフッ素を含むものを包含する
。生分解を受けにくいという点で、ポリエーテル型のポ
リウレタン又はポリウレタンウレアがポリエステル型よ
りも好ましい。

前記ポリウレタン等のポリエーテルセグメントを構成す
るポリエーテルとしてはポリテトラメチレンオキシドが
最も好ましいが、その他のポリアルキレンオキシド（但
しアルキレンの炭素数は２及び／又は３）も好ましい、
かかるポリアルキレンオキシドの具体例としては、ポリ
エチレンオキシド、ポリプロピレンオキシド、エチレン
オキシド−プロピレンオキシド共重合体又はブロック共
重合体がある。また同−主鎖中にポリテトラメチレンオ
キシドセグメントとポリアルキレンオキシド（但しアル
キレンの炭素数は２及び／又は３）とを含む親木性と力
学的特性とを兼ねそなえたポリウレタンを用いてもよい
、このポリウレタンは抗血栓性、生体適合性が群を抜い
て優れており、本発明者らの見出した新しいタイプの生
体適合性のよいポリウレタンである。

これらのソフトセグメントを形成するポリエーテルの分
子量は通常４００〜３，０００の範囲であり、好ましく
は４５０〜２，５００、更に好ましくは５００〜２，５
００の範囲であり、中でも最も優れたポリエーテルセグ
メントは分子量ＳＯＯ〜２．５００、特に分子量１，３
００〜２．０００のポリテトラメチレンオキシド鎖であ
る。このポリエーテルソフトセグメントの分子量が３，
０００を超えると、ポリウレタン人工血管の機械的性質
が劣悪となり、４００未満では人工血管として成形して
も固すぎて使用できない。

ポリウレタンの合成は、両末端水酸基の上述のポリエー
テルを、４．４′−ジフェニルメタンジイソシアネート
、トルイジンジイソシアネート、４．４′−ジシクロヘ
キシルメタンジイソシアネート、ヘキサメチレンジイソ
シアネートなど公知のポリウレタン合成に用いるジイソ
シアネートと反応させて末端インシアネートのプレポリ
マーをつくり、これをエチレンジアミン、プロピレンジ
アミン、テトラメチレンジアミンなどのジアミンや、エ
チレングリコール、フロピレンゲリコール、ブタジオー
ルのようなジオールで鎖延長する常法を用いて合成して
もよい。

本発明の医療用チューブは、該チューブを構成する管壁
の内部組織が多孔質であり、かつ該管壁の内面にはスキ
ン層が存在しないので、本来の生体適合性に加えて、組
織が柔らかく、このため極めて縫合し易く、その結果、
吻合部にパンヌ、スが発生せず、また優れたコンプライ
アンスが付与されるため、人工血管として用いた場合に
、心臓の拍動に伴って適度に弾性変形して宿主血管に対
する血液の刺激を緩和し、更にこの血管の内面にスキン
層がなくて空胞の中に細胞が侵入し易いため治癒性にも
優れ、このため内径が６ｍ冒以下で長期開存性の優れた
人工血管への道を開いたものである。

本発明の医療用チューブは、例えば、次のようにして製
造することができる。

即ち、円形のオリフィスから断面円形の剛体の芯棒を押
し出すことにより、該オリフィスと該芯棒との間隙スリ
ットより高分子化合物の溶液を該芯棒の全周表面に流延
するように押し出し、該芯棒を凝固浴に導き該芯棒の周
りに該高分子化合物を凝固させた後、該芯棒をとり出す
ことにより製造することができる。

成形に使用する溶液は、成形温度での粘度が５ポアズ以
上になるように設定することが好ましい、該粘度が５ポ
アズ未満であると管壁の内部に巨大な空泡が生成して強
度が低下する。また成形の過程で肉厚のムラができやす
くなる。１０ポアズ以上になると成形条件に対する制約
が少くなるのでより好ましい。

一方、高粘度側の制約は殆んどなく、溶液の流動性がな
くても充分成形できる。公知の環状ノズルを使用する中
空ｍ雄の製造方法で成形する場合には側底困難な５００
０ポアズ程度の溶液でもきわめて容易に成形ができるの
が本発明の製造方法の大きな特徴である。しかし、溶液
の脱泡が比較的簡単にできることが生産上から望まれる
ため、好ましくは３０００ポアズ以下、より好ましくは
２０００ポアズ以下にする。

本発明の製造方法において、高分子化合物の溶液に用い
る溶剤は、それぞれの物質に対して公知の溶剤を容易に
選択することが可能であるが、製品への残留を避けるた
めと工程のコストの点から、水溶性の溶剤が有利である
。かかる溶剤としては、例えばジメチルホルムアミド、
ジメチルアセトアミド、ジメチルスルホキシド、Ｎ−メ
チル−２−ピロリドン、ジオキサン、テトラヒドロフラ
ン、アセトンなどが挙げられる。また本発明の製造方法
においては、溶液は必ずしも良好な溶解状態になくても
よい、このため、貧溶剤や尿素などの膨潤剤を多量に混
合・使用することができる。このことは本発明の目的た
る医療用チューブ、とり分は人工血管の製造にとってき
わめて有利である。即ち、溶剤系を幅広く選択すること
により、特に造孔剤を使用する等の煩雑な工程なしに容
易にポロシティ−（有孔度）を幅広く変化させることが
可能である。

本発明の製造方法において、芯として用いる剛体の棒は
、溶液に溶解せず、凝固浴に導くまでの間形状が容易に
変化しない物質から作られる。耐腐食性も求められるの
でステンレススチール、鋼や真鍮にクロームメツキやテ
フロン加工を施した物が特に好ましい。

その全周表面に溶液が流延された状態で押し出された芯
棒は、直接、又は一定の乾式部を通過した後、凝固浴に
導かれる。

即ち、円形のオリフィスと芯棒との間隙スリットより吐
出される高分子化合物の溶液が直接水系凝固浴中に吐出
される湿式凝固と乾式部を経てから水系凝固浴に導入さ
れる乾湿式凝固のいずれでも適用可能である。

公知の中空繊維膜の紡糸方法を人工血管のような径と肉
厚の大きなものに適用した場合には、内外両面から迅速
な凝固作用を与えないと形状を好ましい状態に保持する
ことが困難である。従って、内外両面から強固な凝固作
用を及ぼすような条件はチューブの安定な製造に不可欠
であるが、これは人工血管として望ましい構造を作る上
で大きな障害となる。即ち、内外面の表面に管壁内部よ
りも緻密な構造を形成してしまう。

本発明の製造方法により、これらの欠点が解決された。

即ち、内部に存在する剛体が周囲の溶液を安定に保持す
る役目を果すので、外面からの凝固のみで形状、寸法の
均一なチューブを再現性よく作ることが可能となった。

更に外面からの凝固速度を緩慢にしても成形上問題なく
、充分時間をかけて凝固させることができる。

本発明の方法では、凝固条件を幅広く変化させることが
できるので成形の自由度が大きく、種々の構造の成形品
を作り得る。

凝固浴に、例えば、溶剤、貧浴剤、塩などを加えること
により、内外面共、又は、外面の構造を幅広く変化させ
ることができる。

また、芯として用いる剛体の表面エネルギーを材質の選
定や、テフロン、シリコーンなトノコーティング等の手
段によって変化させ、抗血栓性に影響を与えるミクロな
性質のみならず、形態学的な表面状態をも変化させるこ
とができる。

本発明の製造方法の際立った特徴の一つは乾湿式凝固を
行ったときに乾式部の通過時間を極めて厳密に制御でき
ることである。殊にこの乾式部の通過時間を０．０１〜
数１０秒という短い時間にも正確に制御できる。このこ
とは成形チューブの外壁構造を均一にする点で極めて重
要で、従来公知のデイツプ法と大きく異なる点である。

以上の理由から、積極的に乾式部を設けることが好まし
く、この場合、乾式区間での高分子化合物の溶液の表面
における流れを利用してスムーズな外面を容易に得るこ
とができる。最適な乾式部の長さは主として溶液の粘度
と溶剤の揮発性とによって決められるが、通常５〜３０
０ｍ＋ｓの範囲が望ましい、５ｍｍ未満では、前記の整
面効果が不充分となる。３００ｍｍを越えると、溶液の
流下が起こり、偏肉や長さ方向に厚さが徐々に変化した
ものが得られるようになる。更に、高分子化合物の溶液
に揮発性の高い溶剤が含まれる場合には、表面から蒸発
が進み、結果として表面が露点に到ることがあり、微少
な水滴が＠縮する等の現象が現れ、環境条件の厳密な制
御が必要となる。

以上の理由から乾式部の長さは、好ましくは２０〜２０
０ｍ諺の範囲にある。

芯棒が乾式部を通過する際の押し出し速度は、通常１〜
３００＋ｓｍ／秒であり、好ましくは５〜２００ｍｍ／
秒、更に好ましくは１０−１００ｍｍ／秒の範囲である
。押し出し速度が３００＋ａｍ／秒を越えると、後処理
工程で残留応力による歪が現れる傾向にあり、１　ｒａ
ｔｓ／秒未満では、雰囲気の温湿度や溶剤濃度によって
外表面の構造がばらつく原因となる。

凝固浴は、溶剤を除去するために、相溶性の優れたもの
を使用することが好ましい、殊に安全性、コストの面か
ら水が好ましい、必要に応じて、メタノール、エタノー
ル、インブロパノール変性アルコールなどの低級アルコ
ール等を用いてもよい、いずれにしても溶剤の完全な除
去のために、最終的に水と置換できる溶剤が凝固系に用
いられることが好ましい１例えば、水を凝固浴に用いた
場合には、一般的に外面から内面に向かう程、疎な構造
となったものが得られ、内面は、内側からの凝固が全く
作用しないので、異質の緻密層を生ずることなく内膜が
薄く安定に保持されるのに必要な１〜１００−程度の前
述の粗面構造を与える。この凹みは内部の空隙まで貫通
し、内膜の安定化に寄与する。

得られた凝固成形物は、充分に溶剤を除去した後、風乾
又は強制乾燥後、滅菌するか、湿潤状態のまま、生理食
塩水と置換し、オートクレーブやγ線で滅菌してもよい
。

ポリウレタン、ポリウレタンウレアを用いるときには、
多孔質構造が好ましいコンプライアンス（Ｃ）を与える
ことができるが、これを次式：％式％（） （式中、ｖｏは内圧５０　ｍｍＨｇのときの測定血管の
内容積、ΔＰは内圧が５０ｍｍＨｇから１５０ｍｍ）Ｉ
ｇまで変化したときの変化分１０Ｃ）＋＋ａＨｇ、Δｖ
は内圧が５０ＩＩＩＨ８力ラ１５０ｍｌＩＩＨｇマチ変
化したときに増加した測定血管の内容積である。） で定義した値で示すとき６５％を越えると、長期埋植後
には、繰り返し、血圧の応力を受けるために徐々に不可
逆的な内腔の拡張を引き起こす、また、この値が低すぎ
る場合、特に１％未満では、宿主血管側に異常な拡張を
もたらす結果、吻合部付近に乱流が生じて吻号部内膜の
肥厚の要因となる。

従って、前記コンプライアンスが、通常１〜６５％、好
ましくは３〜２０％、更に好ましくは３〜１０％になる
ように予め押し出しの厚みと溶液のポリマー濃度を定め
ることが好ましい。

また、予め、芯棒にポリエステルのメツシュのような補
強材を被せた後に本発明の方法を実施し前記補強材を内
部に包埋させてもよく、予め、芯棒に他の素材を薄くコ
ーティングした後、本発明の方法を実施してもよい。

［発明の実施例］ 以下、実施例により本発明を更に詳細に説明するが、こ
れらの実施例は、本発明の範囲を何ら制限するものでは
ない。

なお、以下に示した（％）は特にことわりのない場合は
、全て重量％を示す。

支立１ 分子量１６５０の両末端水酸基のポリテトラメチレング
リコールを４．４′−ジフェニルメタンジイソシアネー
トと反応させて両末端イソシアネートのプレポリマーと
し、これをブタンジオールで鎖延長してポリウレタンを
合成した０合成したポリウレタンはテトラヒドロフラン
−エタノール系で再沈殿を３回鰻返して精製した。この
精製ポリウレタンをジメチルアセトアミドに溶解して１
８．３％の溶液とした。

直径１０ｍｍの円形オリフィスから、上記オリフィスと
同心となるように精密に設定された外径８Ｉｌ１１１の
ステンレスの棒を一定速度で押し出し、この押し出され
るステンレス棒とオリフィスとの均一な間隙からこの棒
の全周表面に前記ポリウレタン溶滴が流延するように前
記溶液を均一に押し出してこの棒を３０℃の水中に導き
、凝固させた。

この場合、芯はステンレス棒であるから凝固は外側から
のみ生じる。３時間後、この棒をとり出し、更に流水中
に一夜つけて充分に脱溶剤した。

このようにして凝固したポリウレタンチューブをステン
レス棒から剥離して風乾した。

得られたポリウレタンチューブは乳白色の多孔質構造を
もち、その管壁の断面は空胞を構成する空胞壁が多数連
続して繋がった状態となっていた。管壁の厚みは０．７
＋ｕ＋であり、管壁の内径は風乾時に君子の収縮が生じ
て７■であった。このようにして得られたポリウレタン
人工血管の管壁の内面には異質のスキン層は存在せず、
また管壁の内面には空胞が開口して直接露出しているこ
とはなく、従って管壁の内面はこの人工血管の内部組織
中の空胞壁の場合と同様の細かい孔が存在するミクロな
スポンジ構造をなしていた。そして走査型電子顕微鏡で
２００倍に拡大して観察した処、管壁の内面はこの人工
血管の内部組織中の空胞壁と物理的な構造が実質的に同
一であって、両者の間に差異は認められなかった。この
人工血管の管壁の内面は空胞が管壁の内面に開口して直
接露出している場合に生ずると思われる血流の渦巻きを
生じない構造であった。また空胞は大きめの気泡からな
り、管壁の外面付近では比較的小さくなっていた。また
コンプライアンス値は４５％であった。この実施例によ
って得られたポリウレタンチューブの中に水を満たし、
この水を１２０　＋＊＋＊Ｈｇの陽圧に保った０人工透
析の体外血液循環に用いる力こユーレ（針径１　、５ｍ
ｍ）を上記チューブの１５ｃ１の長さに亘ってランダム
の位置に１５０回穿刺を繰返し、水漏れの状態を調べた
。１５０回に及ぶ穿刺にもかかわらず、著しい水漏れは
認められなかった。

１凰Ｕ 実施例１と全く同様の実験を、本例では外径４ｍｓのス
テンレス棒を用いて行った。この結果、管壁の内径３．
２ｍｍ、管壁の厚み０．５ｍｍで、空胞を構成する空胞
壁が多数連続して繋がった状態に管壁の内部組織が構成
されたコンプライアンス（Ｃ＝６４％）のチューブが得
られた。

本例によるチューブの管壁の内面は、実施例１によるチ
ューブの場合と同様に、前記空胞壁が連続して繋がった
ものから構成され、この内面にはスキン層（より緻密な
層）は存在しなかった。

このチューブを人工血管として用いて、雑種成犬の膓骨
動脈及び大腿動脈に端一端縫合で移植した。吻合は適度
の柔軟性とコンプライアンス（３９％）があって極めて
容易であり、また縫合部からの出血がなかった。同じ条
件で６例の動物実験を行ったが、移植血管はいずれも１
６ケ月後でもなお開存していた。

裏ム血−」 分子量１６５０の両末端水酸基のポリテトラメチレング
リコールを４，４′−ジフェニルメタンジイソシアネー
トと反応させて両末端インシアネートのプレポリマーと
し、これをブタンジオールで鎖延長してポリウレタンを
合成した０合成したポリウレタンはテトラヒドロフラン
−エタノール系で再沈殿を３回繰返して精製した。この
精製ポリウレタンをジメチルアセトアミドに溶解して２
０．０％の溶液とした。

直径１０ｍｍの円形オリフィスから、上記オリフィスと
同心となるように精密に設定された外径７ｔｓのステン
レスの棒を一定速度で押し出し、この押し出されるステ
ンレス棒とオリフィスとの均一な間隙からこの棒の全周
表面に前記ポリウレタン溶液が流延するように前記溶液
を均一に押し出してこの棒を２０℃の水中に導き、凝固
させた。

この場合、芯はステンレス棒であるから凝固は外側から
のみ生じる。１０時間後、この棒をとり出し、更に流水
中に一夜つけて充分に脱溶剤した。

このようにして凝固したポリウレタンチューブをステン
レス棒から剥離して風乾した。

得られたポリウレタンチューブは乳白色の多孔質構造を
もち、その管壁の断面は空胞を構成する空胞壁が多数連
続して繋がった状態となっていた。管壁の厚みは１．１
ｍｍであり、管壁の内径は風乾時に若干の収縮が生じて
６．５ｍｍであった。

このようにして得られたポリウレタン人工血管の管壁の
内面には異質のスキン層は存在せず、また管壁の内面に
は空胞が開口して直接露出していることはなく、従って
管壁の内面はこの人工血管の内部組織中の空胞壁の場合
と同様の細かい孔が存在するミクロなスポンジ構造をな
していた。そして走査型電子顕微鏡で２００倍に拡大し
て観察した処、管壁の内面はこの人工血管の内部組織中
の空胞壁と物理的な構造が実質的に同一であって、両者
の間に差異は認められなかった。この人工血管の管壁の
内面は空胞が管壁の内面に開口して直接露出している場
合に生ずると思われる血流の渦巻きを生じない構造であ
った。また空胞は大きめの気泡からなり、管壁の外面付
近では比較的小さくなっていた。またコンプライアンス
値は２５％であった。この実施例によって得られたポリ
ウレタンチューブの中に水を満たし、この水を２７５　
ｗｉｎｇの陽圧に保ったが管壁からの水漏れは認められ
なかった。

見立１ 実施例３と全く同様の実験を、本例では外径４．５ｍｍ
のステンレス棒を用いて行った。この結果、管壁の内径
４．０−■、管壁の厚み０．５ｍｍで、空胞を構成する
空胞壁が多数連続して繋がった状態に管壁の内部組織が
構成されたコンプライアンス（Ｃ＝　１９％）のチュー
ブが得られた。

本例によるチューブの管壁の内面は、実施例３によるチ
ューブの場合と同様に、前記空胞壁が連続して繋がった
ものから構成され、この内面にはスキン層（より緻密な
層）は存在しなかった。

このチューブを人工血管として用いて、雑種成犬の腸骨
動脈及び大腿動脈に端一端縫合で移植した。

市販のテフロン製の人工血管に比べて針のとおり及び宿
主血管との密着性がよく、術後針穴及び吻合部からの出
血は１０００単位の全身ヘパリン化下にて全くみられな
かった。３例を用いた実験において金側１８ケ月経過後
良好な開存性を示した。

註２」ｔ−」 実施例１で用いたポリウレタン溶液を用い、これをギア
ポンプを用いて環状ノズル（溶液出口の寸法は内径３１
１１ｍ、外径５　ｍ１１）から約４０ｃ＋ｓ／分で押し
出し、同時に環状に押し出される溶液の内側中央から予
め脱泡した水を吐出した。水の吐出量はポリウレタン溶
液の押し出し量の１．２倍であった。この水を内側に包
含して押し出された線状体を直ちに水中に導いてポリウ
レタンを管状に凝固させ、更に１時間そのまま放置した
。

このようにして得られたチューブは、内径が約３ｍｍ、
外径が約４．２ｍ＋ｓであり、内側と外側の両側から凝
固したので、管壁の内面及び外面の両方にこの管壁の内
部組織とは異質でこれよりもｍ密なスキン層が存在して
いた。これは既述の実施例１．２で得たチューブとは異
なる際立った特徴であり、実施例１．２で得たチューブ
は管壁の内面ニスキン層がなくて外面のみに薄いスキン
層を有していた。そして本参考例のチューブは管壁の断
面の様相が実施例２とよく似たスポンジ様の構造を示し
ていた０本参考例のチューブを用いて、実施例２と全く
同じ条件で雑種成犬に移植を行った。移植血管４例のう
ちの３例は１ケ月後、１例は３ケ月後に閉塞した。

犬を犠牲死させて、腎臓の剖検を行った結果、腎の毛細
血管に閉塞がみられた。同様な剖検を実施例２の犬で行
っても腎臓に異常はみられなかった。

参２」１−ヱ 実施例３で用いたポリウレタン溶液を用い、これをギア
ポンプを用いて環状ノズル（溶液出口の寸法は内径３■
、外径５■層）から押し出し、同時に環状に押し出され
る溶液の内側中央から水を吐出した。水の吐出量はポリ
ウレタン溶液の押し出し量の１．２倍であった。この水
を内側に包含して押し出された線状体を直ちに水中に導
いてポリウレタンを管状に凝固させ、更に１時間そのま
ま放置した。

このようにして得られたチューブは、内径が約３．３Ｉ
、外径が約４．８１であり、内側と外側の両側から凝固
したので、管壁の内面及び外面の両方にこの管壁の内部
組織とは異質でこれよりも緻密なスキン層が存在してい
た。これは既述の実施例３．４で得たチューブとは異な
る際立った特徴であり、実施例３．４で得たチューブは
管壁の内面にスキン層がなくて外面のみに薄いスキン層
を有していた。そして本参考例のチューブは管壁の断面
の様相が実施例４とよく似たスポンジ様の構造を示して
いた。管の横断面を調べたところ、偏平化しており直交
する２つの内径Ｘ、ＹはＸ／Ｙ＝１．３０の関係にあっ
た０本参考例のチューブを用いて、実施例４と全く同じ
条件で雑種成犬に移植を行った。移植血管２例のうちの
１例は３ケ月後に閉塞し、他の１例は２ケ月後に犠牲死
の上、ｒｉ！Ｌ察したところ、吻合部に約１■のパンヌ
スがみられ、その周囲に多量の新しい血栓が生じていた
。

見立Ｕ 分子１１８９０の両末端水酸基のポリテトラメチレング
リコールと４，４′−ジシクロヘキシルメタンジイソシ
アネートとから常法によって両末端インシアネート基の
プレポリマーをつくり、これをエチレンジアミンで鎖延
長を行って、ポリウレタンウレアを合成した。これをジ
メチルホルムアミド−エタノール系で再沈殿を３回行っ
て精製した。

このポリウレタンウレアをジメチルホルムアミドに溶解
して濃度２０％の溶液とした。外径５曹鳳のステンレス
棒を直径７．２ｍ鳳の円形オリフィスの中から同心的に
押し、この押し出されるステンレス棒とオリフィスとの
間の均一な間隙からこの棒の全外周囲に上記ポリウレタ
ンウレア溶液が流延するように前記溶液を均一に押し出
し、ポリウレタン溶液の流出速度とステンレス棒の押し
出し速度とを一致させてこれを１０℃の水中に導入した
。この押し出されたポリウレタンチューブの凝固は外側
、即ち外面から緩慢に行われ、約３０分後には白色のポ
リウレタン膜がステンレス棒の周囲に生成した。これを
−昼夜放置して凝固を完成させ、更に澄水中で２０時間
浸漬してジメチルホルムアミドを完全に除いた。得られ
たポリウレタンウレアチューブをステンレス棒から剥離
して室温で風乾した。

このポリウレタンウレアチューブの乾燥後の内径は３．
６ｍｍ、管壁の厚みは０．６Ｉ＋ｍであり、この管壁の
断面構造は管壁の外面の薄いスキン層を除いてその全体
が空胞を構成する空胞壁が多数連結した構造を実質的に
とっていた。即ち、管壁の断面構造は、実施例１による
チューブの場合と同様に、前記スキン層を除いて、空胞
を構成する空胞壁が多数連続して繋がった状態に構成さ
れ、その内面は前記空胞壁が連続して繋がったものから
成っていた。また本実施例の人工血管のコンプライアン
ス値は６２％であった。

このチューブは適度の柔らかさ、弾性及びコンプライア
ンスを有していて取扱い易かった。このチューブを人工
血管として用い、雑種成犬の大腿動脈−大腿静脈のバイ
パスとして移植する動静脈バイパス手術を行った。結合
方法は端側結合であり、バイパスの全長は２０ｃ層であ
った。Ｎ合性は極めて優れ、針も通り易くかつ縫合後に
漏血も認められなかった０本バイパスチューブは６ケ月
を経てもなお開存していた。

見立拠−」 分子量１８９０の両末端水酸基のポリテトラメチレング
リコールと４，４′−ジシクロヘキシルメタンジイソシ
アネートとから常法によって両末端インシアネート基の
プレポリマーをつくり、これをエチレンジアミンで鎖延
長を行って、ポリウレタンウレアを合成した。これをジ
メチルホルムアミド−エタノール系で再沈殿を３回行っ
て精製した。

このポリウレタンウレアをジメチルホルムアミドに溶解
して濃度３３％の溶液（２０℃における粘度４３００ポ
アズ）とした、外径５ｍ鳳のステンレス棒を直径８．０
ｍｍの円形オリフィスの中から同心的に押し、この押し
出されるステンレス棒とオリフィスとの間の均一な間隙
からこの棒の全外周囲に上記ポリウレタンウレア溶液が
流延するように前記溶液を均一に押し出し、ポリウレタ
ン溶液の流出速度とステンレス棒の押し出し速度とを一
致させてこれを２０℃の水中に導入した。この押し出さ
れたポリウレタンチューブの凝固は外側、即ち外面から
緩慢に行われ、約３０分後には白色のポリウレタン膜が
ステンレス棒の周囲に生成した。これを−昼夜放置して
凝固を完成させ、更に流水中で２０時間浸漬してジメチ
ルホルムアミドを完全に除いた。得られたポリウレタン
ウレアチューブをステンレス棒から剥離して室温で風乾
した。

このポリウレタンウレアチューブの乾燥後の内径は４．
４国組管壁の厚みは０．６ｍｍであり、この管壁の断面
構造は管壁の外面の薄いスキン層を除いてその全体が空
胞を構成する空胞壁が多数連結した構造を実質的にとっ
ていた。即ち、管壁の断面構造は、実施例３によるチュ
ーブの場合と同様に、前記スキン層を除いて、空胞を構
成する空胞壁が多数連続して繋がった状態に構成され、
その内面は前記空胞壁が連続して繋がったものから成っ
ていた。また本実施例の人工血管のコンプライアンス値
は２５％であった。

このチューブは適度の柔らかさ、弾性及びコンプライア
ンスを有していて取扱い易かった。このチューブを人工
血管として用い、雑種成犬の大腿動脈−大腿静脈のバイ
パスとして移植する動静脈バイパス手術を行った。結合
方法は端側結合であり、バイパスの全長は２０ｃ■であ
った。Ｎ合性は極めて優れ、針も通り易くかつ縫合後に
漏血も認められなかった０本バイパスチューブは６ケ月
を経てもなお開存していた。

１主懇−」 実施例１及び５で用いたポリウレタン及びポリウレタン
ウレア溶液に、夫々外径４■層及び５鵬鳳のステンレス
棒を従来公知の方法で、即ちデイツプ−乾燥を１０回以
上繰返して、夫々ポリウレタン及びポリウレタンウレア
のチューブをつくった。

これらのチューブは透明感があり、前記各実施例のチュ
ーブとは異なり、空胞を構成する空胞壁が多数連続して
繋がった状態に管壁の内部組織が構成されていないで、
むしろ緻密な組織部分が多かった。チューブは固くて弾
性に乏しく、コンプライアンスに欠けるものであった。

参考のため、この参考例３のチューブを既述の実施例２
．５の場合と同様に雑種成犬に移植したが、固くて弾性
に欠けるために縫合しにくく、また縫合後の針穴から漏
血がみられ、移植チューブは一週間以内に閉塞した。

１１±−」 実施例３及び６で用いたポリウレタン及びポリウレタン
ウレア溶液に、夫々外径４■■及び５＋ｓｍのステンレ
ス棒を従来公知の方法で、即ちデイツプ−乾燥を１０回
以上繰返して、夫々ポリウレタン及びポリウレタンウレ
アのチューブをつくった。

これらのチューブは透明感があり、前記各実施例のチュ
ーブとは異なり、空胞を構成する空胞壁が多数連続して
繋がった状態に管壁の内部組織が構成されていないで、
むしろ緻密な組織部分が多かった。チューブは固くて弾
性に乏しく、コンプライアンスに欠けるものであった。

参考のため、この参考例４のチューブを既述の実施例４
．６の場合と同様に雑種成犬に移植したが、固くて弾性
に欠けるために縫合しにくく、また縫合後の針穴から漏
血がみられ、移植チューブは一週間以内に閉塞した。

１工Ｕ 実施例６で用いた溶液を、参考例２で用いたのと同じ環
状ノズルから押し出し、内部には、同様に水を注入した
。

溶液の粘度が高いために、背圧は８　Ｋｇ／−まで上昇
し、得られたチューブの外側表面には、吐出斑がみられ
、内径も３．０〜３．５鵬鳳の範囲で周期的な変化がみ
られた。

見Ａ亘−二 実施例３と同じ溶液を、同じノズルとステンレス棒を用
いて押し出し、２００ｍ＋ｗの乾式部を通過させた後、
凝固浴に導いた。

本例で得られたチューブの外面は、実施例３で得られた
ものに比べて外面の滑らかさが優れており、１００１の
長さのチューブを５＋ｓｍ刻みで横断して外径を騨定し
たとき、本例では、９５％信頼区間が７．５５〜７．６
７に対し、乾式部を設けないものでは、７．４３〜７．
７５とばらつきが大きかった。

実１目１−Ｊ 実施例３と同じ溶液を、同じノズルとステンレス棒を用
いて押し出し、１００＋＊ｍの乾式部を毎秒５０ｍｍの
速度で通過させた後、凝固浴に導いた。

一夜、流水浴中にて凝固させた後、芯棒を抜きとり、沸
騰水中で３０分煮沸後、４５℃で乾燥した。得られた人
工血管は、直管状で曲がりがなく、表面にはシワなどの
変形もなかった。

１工１ 実施例８において、乾式部分を通過する速度を毎秒３２
０ｍｍとして、他はすべて同一条件で、乾燥した人工血
管を得た。これは、長さ方向に収縮し、外表面には、細
かなシワが多くみられた。

太ＪＬＬｕ 実施例３で用いたポリウレタンをジメチルアセトアミド
に溶解し、１０％の溶液とした。この溶液を外径５層層
の予めポリエステルのメツシュをかぶせたステンレス棒
と、７■のノズルを用いて、成形した。

ポリエステルメツシュは、ポリウレタン溶液で完全に濡
れて、断面内部に包埋されており、内外いずれの面にも
露出していなかった。

このチューブのコンプライアンス値は４％であり、５０
０＋＋ｖＨｇで１ケ月内部より加圧しても不可逆的な形
態変化はみられなかった。

支庭Ａユ副 実施例７と同じ条件で押し出した応接を飽和食塩水中に
導き、−夜浸漬後、流水にて洗浄し、乾燥した。得られ
たチューブの外表面は、実施例７で得られたものに比べ
て著しく凹凸が少なく、５０００倍の拡大像でも殆んど
起伏を認めなかった。

［発明の効果］ 本発明によれば、優れた長期開存性を有する医療用チュ
ーブを提供することができる。

Claims (6)

【特許請求の範囲】
1. （１）高分子化合物からなる単層の医療用チューブであ
   って、該チューブを構成する管壁の内部組織が多孔質で
   あり、該管壁の内面にはスキン層が存在しないことを特
   徴とする医療用チューブ。
2. （２）管壁の内部組織が、空胞を構成する空胞壁が多数
   連続して繋がった状態に構成され、該管壁の内面が該空
   胞壁が連続して繋がったものから構成されている特許請
   求の範囲第１項記載の医療用チューブ。
3. （３）高分子化合物がポリウレタン及び／又はポリウレ
   タンウレアである特許請求の範囲第１項又は第２項記載
   の医療用チューブ。
4. （４）円形のオリフィスから断面円形の剛体の芯棒を押
   し出すことにより、該オリフィスと該芯棒との間隙スリ
   ットより高分子化合物の溶液を該芯棒の全周表面に流延
   するように押し出し、該芯棒を凝固浴に導き該芯棒の周
   りに該高分子化合物を凝固させた後、該芯棒をとり出す
   ことを特徴とする医療用チューブの製造方法。
5. （５）高分子化合物がポリウレタン及び／又はポリウレ
   タンウレアである特許請求の範囲第４項記載の製造方法
   。
6. （６）芯棒を凝固浴に導く直前に乾式部を通過させる特
   許請求の範囲第４項又は第５項記載の製造方法。