JPS6318508B2 - - Google Patents

Description

請求の範囲 １ 逆組織反応のない不活性で少なくとも部分的
に非吸収性の材料の管状支持部材１と、該管状支
持部材１により支持されかつ該管状支持部材１に
対して実質的に同心の内壁構造体を形成する、逆
組織反応のない吸収性材料の少なくとも１つの内
壁部材２とから成り、該内壁部材２が赤血球およ
び血小板などの血液細胞が内壁部材２の自由内面
を経て少なくともその実質的な壁内部分に透過す
るのを許容するのに充分な多孔性であり、それに
よつて上記管状支持部材１の内側に、脈管内皮被
覆筋層が生成する血栓形成材料の層を形成するた
めの支持体として供することを特徴とする人工血
管。

２ 内壁部材２が管状支持部材１から一定間隔離
れている部分を有し、これによつて該内壁部材と
管状支持部材１との間に間〓４を規定し、この間
〓４中へ血液細胞が入り込むことができることを
特徴とする請求の範囲第１項に記載の人工血管。

３ 内壁部材２が多孔性吸収性材料の１またはそ
れ以上の層からなることを特徴とする請求の範囲
第１項または第２項に記載の人工血管。

４ 内壁部材２が吸収性材料の１またはそれ以上
の網からなることを特徴とする請求の範囲第１
項、第２項または第３項に記載の人工血管。

５ 管状支持部材１が微多孔性または多孔性であ
ることを特徴とする請求の範囲第１項乃至第４項
のいずれかに記載の人工血管。

６ 吸収性材料がポリグリコール酸、グリコール
酸と乳酸との共重合体またはラクチド重合体もし
くは共重合体であることを特徴とする請求の範囲
第１項乃至第５項のいずれかに記載の人工血管。

７ 管状支持部材１の材料がポリエチレンテレフ
タレート、ポリテトラフルオロエチレン、ポリエ
チレンおよびポリプロピレンから選択されること
を特徴とする請求の範囲第１項乃至第６項のいず
れかに記載の人工血管。

８ 管状支持部材１が織られもしくは編まれてい
ることを特徴とする請求の範囲第５項乃至第７項
のいずれかに記載の人工血管。

９ 内壁部材２と管状支持部材１との間の間〓４
が約10μ〜５mmの範囲にあることを特徴とする請
求の範囲第２項乃至第８項のいずれかに記載の人
工血管。

明細書 本発明は、従来使用されている人工補装器に比
べて明瞭に改善された特性を有し、永久あるいは
長期間の移植のための新しいタイプの人工血管に
関するものである。

病的に変化した機能的に重要な動脈や静脈のた
めの各種の人工補装器が、外科的処置において用
いられてきた。そのために、同種の材料（下肢か
らの表在静脈など）、同種でない生物学的材料
（他のヒトや動物からの化学的にあるいは物理学
的に処理された血管など）あるいは合成材料（調
製方法に依存して各種の構造を有するダクロンお
よびテフロン（登録商標名）管など）のいずれか
が一般に用いられていた。大動脈および大きな分
岐動脈のための人工補装器としては、合成材料が
許容可能な結果を与えることが解つた。四肢の動
脈あるいはそれに相当する寸法の動脈のための人
工補装器としては、生体自身の静脈が断然最良の
結果を与えることが解つた。しかしながら、多く
の場合、患者は適当な静脈材料を有しておらず、
したがつて異種の材料あるいは完全な合成材料を
使用する試みがなされてきた。しかし、このよう
な動脈の再形成は劣悪な結果を与える。なかんず
く、望ましくない結果に帰する要因は、血管を特
徴づける特殊の内部被覆、すなわち内膜層の発生
が欠落していることにある。正常の内膜層は細胞
層からなり、その機能は一方では血管内血栓の形
成を妨げ（抗血栓形成効果）、また他方では血管
壁において血液となめらかな筋細胞との間での代
謝産物の交換に供することである。これまで用い
られてきた人工血管の内面においては、脈管内皮
は発生していないが、フイブリン層および時には
結合組織によつて被覆されている。得られる表面
は確かになめらかなようであるが、有効な抗血栓
形成特性が欠けている。したがつて、血栓の形成
という危険があり、これにより挿入された人工補
装器を完全に塞ぎ、患者にとつて重大な乏血結果
を伴なうことになり得る。本質的には同様な状態
が、病的に変化した静脈を取り換える場合にも起
こる。

合成人工血管において内部の内皮細胞被覆を達
成するという前述した試みは成功しなかつた。こ
の問題は、今や本発明によつて解決された。

このような内皮細胞被覆は、完全にあるいは部
分的に非吸収性の合成材料から成ると共に、本質
的にその内部が吸収性材料の内壁構造によつて被
覆されている人工血管の移植によつて得られるこ
とが見い出された。すなわち、本発明によれば、
逆組織反応のない不活性で少なくとも部分的に非
吸収性の材料の管状支持部材と、該管状支持部材
により支持されかつ該管状支持部材に対して実質
的に同心の内壁構造体を形成する、逆組織反応の
ない吸収性材料の少なくとも１つの内壁部材とか
ら成り、該内壁部材が赤血球および血小板などの
血液細胞が内壁部材の自由内面を経て少なくとも
その実質的な壁内部分に透過するのを許容するの
に充分な多孔性であり、それによつて上記管状支
持部材の内側に、脈管内皮被覆筋層が生成する血
栓形成材料の層を形成するための支持体として供
することを特徴とする人工血管が提供される。

このように構成することにより、赤血球および
血小板などの血液細胞がそれへ入りあるいは透過
しうるような多孔性構造を有する吸収性内壁部材
が、新しい組織のための成長ゾーンとして供しあ
るいは限定することができ、これによつて、脈管
内皮被覆筋層の増殖のための支持組織として供す
る比較的厚くまたは均一な血栓形成材料の層が形
成できる。

従つて、本発明の人工血管を用いて移植を行な
つた後には、その内側に脈管内皮被覆筋層が形成
されると共に内壁部材は吸収されて消失し、非吸
収性の管状支持部材の内側が正常な血管の構造を
有する生体組織で被覆されたものとなり、この脈
管内皮層が血栓の形成を防げる。好ましくは、吸
収性材料は、およそ連続した空間が吸収性材料内
におよび／または吸収性材料と少なくとも部分的
に非吸収性の材料との間に形成されるように配置
される。これは、例えば吸収性材料の部分を非吸
収性材料から一定間隔を、好ましくは大きく、置
くことによつて達成できる。

吸収性層あるいは被覆は、各種の設計が可能
で、またいろんな方法で適用できる。したがつ
て、吸収性材料は例えば内部管状部材とすること
ができ、これは非吸収性材料の外部管状人工補装
器要素に挿入され固定される。内管は粗目乃至細
目網に形成することができ、あるいは多孔壁もし
くは孔を有する壁などを有する管とすることもで
きる。吸収性構造は、例えばさらに外管部材から
突き出ているもしくは外管部材に固定された細い
線材構造から成ることもでき、あるいは吸収性材
料の他の相当する多孔性構造、例えばスポンジ状
層でもよい。非吸収性部材に対する吸収性被覆の
取付けは、当然のことながら、人工補装器材料が
管に形成される前に行なつてもよい。また同様
に、必要は間隙もしくは成長ゾーン並びに必要な
血液細胞透過性構造を吸収性材料に具備させる方
法によつて、非吸収性表面を吸収性材料で被覆す
ることもできる。吸収性構造の配置のさらに詳細
な例は後に述べる。

移植後の切期段階において吸収性材料によつて
保留されるべきフイブリン層の厚さを増するため
に、２つまたはおそらくそれ以上の少なくとも部
分的に相互に分離された吸収性層が適用され、あ
るいは選択的に、充分な多孔度もしくは穿孔を有
する比較的厚い層が使用できる。吸収性の網、管
等は、各種の方法で、例えば吸収性の縫合系もし
くは接着剤などで非吸収性の人工補装器スリーブ
に固定することができる。

少なくとも外部非吸収性部材の内側は、再性組
織の付着を促進するために、微多孔性、多孔性ま
たは孔を具備したものであるべきである。粗目網
から微孔を有する管に至る全ての管状人工補装器
部材が使用できる。本発明に係る適当なまた充分
に機能する人工血管は、例えばその内側に１つも
しくはそれ以上の吸収性材料の網が被覆された。
それ自体従来の人工血管から成ることもできる。

人工血管の非吸収性材料と吸収性材料との間の
前述した間隙は大きな割合でもまた小さな割合で
もよいが、これらの間隙の全面積は、好ましくは
外部非吸収性材料層の内表面の大きさに達する程
の、すなわち非吸収性材料に固着するための吸収
性材料が上記非吸収性材料に接触する部分あるい
は点ができるだけ小さくなる程の大きさであるべ
きである。これらの間隙あるいは成長ゾーンの材
料表面間の距離は、血液細胞の透過を許すように
少なくとも約10μであるべきであるが、大きな人
工補装器に対してさえも約５〜10mmを超えないの
が適当である。好ましくは、上記距離は、もちろ
ん取り換えられる血管の大きさにも依存して、約
0.5〜３mmである。

吸収性材料は逆組織反応のない無毒のものであ
るべきで、充分な組織の再生が許され繊維性瘢痕
組織をひき起こさないような速度で吸収される。
このような材料の多くは従来知られており、また
文献に記載されている。その例としては、ポリグ
リコール酸（PGA）、グリコール酸と乳酸の共重
合体および各種ラクチド重合体が挙げられる。ポ
リグリコール酸は、本質的にはヒドロキシ酢酸で
あるグリコール酸の重合生成物と考えることがで
き、簡単な形では下記式によつて表わされる。

好ましくは、ｎは分子量が約10000〜約500000
の範囲にあるような数である。このようなポリヒ
ドロキシ酢酸エステルは、例えば米国特許第
3463158号に記載されている。グリコール酸と乳
酸の共重合体は、例えば米国特許第3982543号に
記載されており、該共重合体は15〜85モル％のグ
リコール酸、残りは乳酸およびおそらく少量の他
の単量体を含有している。乳酸の単独重合体およ
び共重合体は例えば米国特許第3636956号に記載
されている。上記各米国特許は本明細書中に引照
する。

これらのポリクラチド組成物は、約15重量％ま
での下記一般式の繰返し単位を含有している。

ここで、Ｒは低級アルキレン、好ましくはメチ
レンまたはエチレンであり、ｍは０または１、
R′は水素または低級アルキル、R″はｍが０のと
きは水素または炭素原子約22までのアルキルで、
ｍが１のときは水素または低級アルキルであり、
R′と同じでも異なつてもよい。

好ましいものはα−ヒドロキシカルボン酸から
誘導された単位であり、特にグリコリドまたは
DL−ラクチドから誘導されたコモノマー単位で
ある。適当なコモノマーの例としては、グリコリ
ド、β−プロピオラクトン、テトラメチルグリコ
リド、β−ブチロラクトン、γ−ブチロラクト
ン、ピバロラクトン、およびα−ヒドロキシ酪
酸、α−ヒドロキシイソ酪酸、α−ヒドロキシ吉
草酸、α−ヒドロキシイソ吉草酸、α−ヒドロキ
シカプロン酸、α−ヒドロキシ−α−エチル酪
酸、α−ヒドロキシイソカプロン酸、α−ヒドロ
キシ−β−メチル吉草酸、α−ヒドロキシヘプタ
ン酸、α−ヒドロキシオクタン酸、α−ヒドロキ
シデカン酸、α−ヒドロキシミリスチン酸、α−
ヒドロキシステアリン酸およびα−ヒドロキシリ
グノセリン酸の分子間環状エステルである。コモ
ノマーとしてグリコリドを用いる特殊の場合に
は、ポリクラチド組成物は約35モル％のグリコリ
ドから誘導された繰返し単位を含有できる。

上述した材料による縫合用線材、縫合用網など
の各種外科用製品の製造も同様に文献に記載され
ている。市販の縫合材料としては、例えば90％グ
リコール酸と10％乳酸を含有する共重合体である
ポリグラクチン910（登録商標名VICRYL、エチ
コン社（Ethicon）、アメリカ合衆国ニユージヤ
ージー州ソンマーヴイル）、およびポリグリコー
ル酸から成る登録商標名DEXON（デービス・ア
ンド・ゲツク社（Davis＆Geck）、アメリカ合衆
国ニユーヨーク州パールリバー）などがある。当
然のことながら、前記に従つて所望の特性を有す
ることを条件として、同様に他の材料も使用でき
る。

非吸収性人工補装器部材用の材料としては、本
質的には同様の目的に通常使用される生体の受容
可能な従来のあらゆる吸収性材料が使用される。
このような材料の例としては、ダクロンおよびテ
リレンなどのポリエチレンテレフタレート、（例
えば微多孔性発泡）ポリテトラフルオロエチレン
（登録商標名テフロン）、線状ポリエチレン、アイ
ソタクチツクポリプロピレン、ナイロンなどがあ
る。この非吸収性人工補装器部分は、前述したよ
うに、各種の織物形態（編物、織物、さらにはベ
ロアの内外面を具備しているもの）で、あるいは
多かれ少なかれ多孔性の管として製造できる。随
意、非吸収性材料は吸収性材料と組み合わせるこ
とができ、例えば吸収性材料で被覆された非吸収
性材料の線材あるいは繊維で作ることも、吸収性
材料の線材を散在させて織ることも、吸収性材料
層等で内側を被覆することもできる。もちろん、
移植を許容するような特性を有する他の材料も同
様に使用できる。

吸収性材料被覆人工補装器は、それらの生体内
における吸収が少なくとも20日、好ましくは40〜
150日で起こるようなものでなければならない。

本発明に係る人工血管について、以下添付図面
を参照しながら幾つかの実施態様によつてさらに
詳細に説明するが、本発明はこれによつて何ら限
定されるものではない。

第１図に示されている人工血管は、多孔性の本
質的に非吸収性の材料の管状支持部材１および吸
収性材料の内部被覆構造体を形成する内壁部材２
からなる。内壁部材２は図面においては網状に形
成され、多数の吸収性材料の縫合糸（図示せず）
によつて管状支持部材１に取り付けられている。
内壁部材２は固定点においてのみ管状支持部材１
と接触しており、その間の網の部分は第２図に概
略的に示すように管状支持部材１の内表面１ａか
ら一定の間隔を置いて維持され、前述した成長ゾ
ーンを形成し、ここへ血液細胞は移植後に網状の
内壁部材２の目を経て通ることができる。網状の
内壁部材２の網目の大きさはそれ自体臨界的では
ないが、一般には約５×５mmまでの網目の大きさ
が使用できる。

前述したように、例えば内壁部材２を多かれ少
なかれ多孔性の（例えば微多孔性）材料の管状要
素で置き換えることも可能である。もちろん、管
状支持部材１および内壁部材２の両方が網から成
つていてもよく、また織物材料または編物材料を
使用することも可能である。さらに、内壁部材２
は多孔性管構造と、一方管状支持部材１は管状網
とすることもできる。内壁部材２と管状支持部材
１の固定は、上記に示した方法よりも他の方法
で、例えば適当な材料で接着することによつて行
なうこともできる。管表面１ａと内壁部材２との
間の距離は、約0.5〜３mmであるように適当に選
択される。

形成されるべき筋細胞／脈管内皮層の厚さは、
例えば上記のように適当な間〓によつて分離され
た幾つかの網状の内壁部材２を用いることによ
り、変えることができる。内壁部材２が多孔性管
の場合、上記の厚さは変えることはできるが、そ
れによる多孔度は血液細胞の良好な透過に充分で
あるべきことが理解される。管状支持部材１と内
壁部材２の厚さは、管状支持部材１が結合組織の
外層（外膜）に相当し、内壁部材２が人工血管に
よつて置き変えられるべき血管もしくは血管部分
の筋細胞および脈管内皮層に相当するように、適
当に選定される。同様にして、網の場合、多孔性
材料の幾つかの相互に分離された層を使用するこ
ともできる。

第２図乃至第７図は、管状支持部材１に対する
内壁構成物の設計および応用の幾つかの変形を概
略的に示す。このように、第２図においては、吸
収性材料の内壁部材２は固定点３の間で管状支持
部材１に対し一定の間隔を維持する網状（第１図
と同様）もしくは他の多孔性で柔軟性のある構造
であるように支持されており、これによつて内壁
部材２と管状支持部材１のそれぞれの部分の間に
間〓４が形成される。（もちろん、内壁部材２は
上記のように設計され固定されたさらに硬い吸収
性構造とすることもできる。）前述したように、
固定手段は例えば吸収性の縫合糸または接着剤で
あつてもよい。

第３図においては、管状支持部材１の内径より
も小さな直径を有する管状吸収性の内壁部材２
が、管状支持部材１から延びている非吸収性材料
の接合部材５によつて管状支持部材１に固定され
ており、これによつて間〓４が両管の間に形成さ
れている。第４図は同様の配置を示すが、ここで
は接合部材（突起もしくは接合要素）５が吸収性
の内壁部材２から突き出ている。

第５図においては、接合部材５は、より少な
く、したがつてより大きな間隔で離れている。接
合部材５は、あらゆる適当な方法で配置および設
計できる。したがつて、これらは小さな線状の寸
法を有することができ、またあらゆる適当な仕様
で管状支持部材１及び内壁部材２の材料表面に沿
つて均一にあるいは不均一に分配することができ
る。しかしながら、これらはまた大きな寸法を有
することができ、また例えば、例えば放射状にま
たは円周方向に延びている間仕切壁もしくは構造
に形成することもできる。

第６図においては、内壁部材２は、吸収性また
は部分的に吸収性の材料のより多孔性のまたは荒
い接合要素６、例えば線材構造、によつて管状支
持部材１に固定されている。最後に第７図におい
ては、吸収性の内壁部材２は上記のような適当な
間隔を設けることなしに管状支持部材１に適用さ
れており、ループもしくはかせ型の微細な線材構
造のようなより多孔性性質の構造、または高度に
多孔性もしくはスポンジ状材料の構造からできて
いる。内壁部材２はさらに、例えば“爪もしくは
ピン カーペツト”もしくはピンを有する類似物
の形状による線材構造、あるいは非吸収性材料に
適用される吸収性材料層から線材が突き出ている
ものでもよい。

前述したように、第１図乃至第７図に示されて
いる実施態様は、吸収性材料を具有させる各種方
法の例示であり、その他の変形、例えば上述した
例の各種組合せなども本発明の範囲内において当
然可能である。

本発明に係る新規な人工血管を用いての動物試
験においては、脈管内皮層並びになめらかな筋組
織の下層細胞層が、合成非吸収性人工血管材料の
内側において発生していることが観察された。合
成材料の内側での再形成層は、動物自体の導管の
端部から脈管壁の正常の構成要素の再生を通して
短時間に発育し、一方同時に吸収性材料は消失す
る。再形成された脈管内皮は、正常の脈管内皮の
特徴、特性を示す。したがつて、治療措置が完了
した後は、移植された導管分節は、導管に対して
充分な強度を付与する合成材料の外側部分と正常
の導管構造を有する生体組織の内側部分とから成
る。このように、本発明に係る人工血管は本質的
に正常の血管と同様に機能する。

以下、本発明に係る人工血管（第１図および第
２図に示されている変形に相当）を用いての動物
試験の実施例によつて、本発明をさらに説明する
が、当然のことながら本発明はここに使用された
特定の人工血管の設計仕様に何ら限定されるもの
ではない。

実施例 １ ポリグラクチン910（登録商標名VICRYL、エ
チコン社、アメリカ合衆国ニユージヤージー州ソ
ンマーヴイル）の網を、長さ10cm、内径13mmを有
する発泡ポリテトラフルオロエチレン（インプラ
社（Impra Inc.）、アメリカ合衆国アリゾナ州フ
エニツクス）の管の内側に適用して人工血管を製
造した。網は140±20μの線の太さおよび400×
400μの孔の大きさを有しており、PTFE管にポリ
グラクチン接着剤で取り付けた。このように構成
された管は、ついで切除部分の整復として豚の胸
廓大動脈に縫合した。

移植した管は極めて満足に機能し、手術６週間
後に動物は屠殺され、移植部分は顕微鏡検査に供
された。顕微鏡検査の結果、ポリグラクチン網は
事実上完全に吸収されていた。網の位置にはなめ
らかな筋細胞の相当の層が生長しており、この層
の内側は内皮細胞によつて被覆されていた。

実施例 ２ 外管として実施例１の場合と同じ長さおよび10
mmの内径を有する二重ベロアの編まれたダクロン
（登録商標名）管（ミードツクス・メデイカル社
（Meadox Medicals）、アメリカ合衆国ニユージ
ヤージー州オークランド）を、内管として実施例
１に用いたのと同じタイプのポリグラクチン網を
用い、実施例１と同様に人工血管を製造した。網
はポリグラクチン接着剤を用いて外管に取り付け
た。ついで、この器具を用いて実施例１と同じ試
験を行なつた。移植６週間後の結果は実施例１の
結果と全く同等であつた。

実施例 ３ 外管として線の太さ約20μ、網目の大きさ600
×600μのダクロン織物管を、内管として実施例
１の場合と同じタイプのポリグラクチン網からな
る内管を用い、実施例１と同様の構成の管を製造
した。ついで、この器具を用いて実施例１と同じ
試験を豚に対して行なつた。移植６週間後の結果
は実施例１の結果を全く同等であつた。

本発明は、当然のことながら、特に上記に示し
た実施態様に限定されるものではなく、添附請求
の範囲に則して数多くの改良および変形が可能で
ある。このことは、特に吸収性および非吸収性材
料、被覆および外管の設計、各種構成要素の寸法
決定等においてそうである。