JPH0254101B2 - - Google Patents
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- JPH0254101B2 JPH0254101B2 JP59039971A JP3997184A JPH0254101B2 JP H0254101 B2 JPH0254101 B2 JP H0254101B2 JP 59039971 A JP59039971 A JP 59039971A JP 3997184 A JP3997184 A JP 3997184A JP H0254101 B2 JPH0254101 B2 JP H0254101B2
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- artificial blood
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Description
本発明は、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に関する。 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６mm以上の大口径動脈用人
工血管としては、たとえば米国特許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
国ゴア社製の延伸ポリテトラフルオロエチレン
（以下、EPTFEという）からなるゴアテツクス
やヒトのさい帯静脈を利用したBIOGRAFT
（ミードクスメデイカル社製）などが臨床に用い
られている。しかしこれらの人工血管は、コンプ
ライアンスが生体血管と大きく異なるため、生体
に埋入後長期間経ると、吻合部に種々の不適合な
問題が発生する欠点がある。また内径約６mm以下
の小口径動脈用人工血管として用いると、コンプ
ライアンスの相違が顕著に表われ、開存性がわる
く、臨床に使用できない。したがつて膝から下の
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。 以上のことから、人工血管とくに小口径動脈用
人工血管の開発にあたつては、人工血管の素材の
血液適合性を向上させることに加えて、コンプラ
イアンスを生体血管に類似させることが重要であ
るといわれている。 しかし現在開発されている人工血管のコンプラ
イアンスは、笹嶋らの報告（人工臓器12(1)、179
−182、1983）によれば、第１表の通りである。
スを有する人工血管に関する。 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６mm以上の大口径動脈用人
工血管としては、たとえば米国特許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
国ゴア社製の延伸ポリテトラフルオロエチレン
（以下、EPTFEという）からなるゴアテツクス
やヒトのさい帯静脈を利用したBIOGRAFT
（ミードクスメデイカル社製）などが臨床に用い
られている。しかしこれらの人工血管は、コンプ
ライアンスが生体血管と大きく異なるため、生体
に埋入後長期間経ると、吻合部に種々の不適合な
問題が発生する欠点がある。また内径約６mm以下
の小口径動脈用人工血管として用いると、コンプ
ライアンスの相違が顕著に表われ、開存性がわる
く、臨床に使用できない。したがつて膝から下の
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。 以上のことから、人工血管とくに小口径動脈用
人工血管の開発にあたつては、人工血管の素材の
血液適合性を向上させることに加えて、コンプラ
イアンスを生体血管に類似させることが重要であ
るといわれている。 しかし現在開発されている人工血管のコンプラ
イアンスは、笹嶋らの報告（人工臓器12(1)、179
−182、1983）によれば、第１表の通りである。
【表】
【表】
第１表に示したように、現在の人工血管のコン
プライアンスは生体の動脈と比較すると非常に小
さく、動脈に対しては剛管とみなされるものであ
る。 このようなコンプライアンスの不一致を解決す
るため、米国特許第4173689号明細書には、人工
血管を構成する材料としてエラストマーを用い、
管壁を多孔質とし、生体血管に類似したコンプラ
イアンスを有する人工血管の製造法に関する開示
がなされている。しかしこの人工血管は、エラス
トマー溶液に心棒を浸漬し、つぎにこれを取出し
て心棒上に溶液をコーテイングし、これを貧溶媒
（水）に浸漬してエラストマーを析出させる方法
であるため、製造された人工血管の管壁断面に
は、非常に小さい孔しか存在せず、比較的密な構
造となる。確かに従来の人工血管のコンプライア
ンスよりは大きくなるけれども、生体血管のそれ
と比較するとまだ小さく、充分満足のいくもので
はない。また、心棒上へのエラストマー溶液の均
一なコーテイングが難かしいため、均一な性能の
人工血管がえられにくいという欠点もある。 特開昭57−150954号公報には、少なくとも２つ
のゾーン、すなわち多孔質エラストマーゾーンと
ソリツドエラストマーゾーンとからなる動脈移殖
補綴物が開示されている。該公報に記載されてい
る人工血管のうち、管壁断面がソリツドエラスト
マーゾーン−多孔質エラストマーゾーン−ソリツ
ドエラストマーゾーンからなる人工血管につい
て、本発明者は該特許に開示されている方法によ
り製造を試みたが、２つのソリツドエラストマー
ゾーンのために多孔質エラストマーゾーン中の造
孔剤の溶出を行なわせることができず、目的とす
る人工血管を製造することはできなかつた。 以上のように、人工血管では、とくに小口径動
脈用人工血管になればなるほどコンプライアンス
が生体血管に近似することが重要であるといわれ
ており、コンプライアンスを生体血管に近づける
努力がなされているにもかかわらず、必要と考え
られているコンプライアンスを有する人工血管が
開発されていないのが実情である。 本発明者は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ことを目的として鋭意
研究を重ねた結果、エラストマー溶液を環状ノズ
ルから管状に押出し、管の内部と外部とを凝固液
に浸すことにより、管壁断面に非対称構造にあた
る構造を含む管状物をうることができ、この管状
物のコンプライアンスを生体血管に近似させうる
ことを見出し、本発明に到達した。 すなわち本発明は、エラストマーからなり、管
壁断面に、管壁の少なくとも内側にスキン層を有
し、管壁内部にスポンジ構造層を有する非対称構
造にあたる構造を含み、かつコンプライアンスが
0.1〜0.8であることを特徴とする人工血管に関す
る。 本発明に用いるエラストマーとは、血液適合性
に優れた熱可塑性エラストマー、すなわち急性毒
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、抗血栓性に優れた熱可塑性エラス
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、ポウ
レタン系エラストマー、ポリオレフイン系エラス
トマー、ポリエステル系エラストマーなどや、こ
れらのエラストマーにエラストマーとしての性質
を維持する範囲でエラストマー以外の高分子をブ
レンドしたものなどがあげられる。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。強度や耐久性や抗血栓性などの面からみる
と、これらのうちではポリウレタン系エラストマ
ーがより好ましい。ポリウレタン系エラストマー
の具体例としては、ポリウレタン、ポリウレタン
ウレア、それらとシリコーンポリマーとのブレン
ド物などがあげられる。前記ポリウレタンやポリ
ウレタンウレアのなかでは、生体内での耐久性の
面からポリエステル型よりもポリエーテル型の方
がより好ましく、さらに好ましいものとしてはセ
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、バードセグメントあるいはソフトセ
グメントにフツ素を含有するセグメント化ポリウ
レタンウレア、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
するポリウレタンまたはポリウレタンウレアなど
があげられる。とくに好ましいものとしてはポリ
ジメチルシロキサン式： （式中、R1〜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、ｅは０〜30の整数、ｂ、ｄは０または
１、ｃは２以上の整数を表わす）のような形状で
含有し、該ポリエーテル部分が （−CH2CH2CH2CH2O）−26〜30または
プライアンスは生体の動脈と比較すると非常に小
さく、動脈に対しては剛管とみなされるものであ
る。 このようなコンプライアンスの不一致を解決す
るため、米国特許第4173689号明細書には、人工
血管を構成する材料としてエラストマーを用い、
管壁を多孔質とし、生体血管に類似したコンプラ
イアンスを有する人工血管の製造法に関する開示
がなされている。しかしこの人工血管は、エラス
トマー溶液に心棒を浸漬し、つぎにこれを取出し
て心棒上に溶液をコーテイングし、これを貧溶媒
（水）に浸漬してエラストマーを析出させる方法
であるため、製造された人工血管の管壁断面に
は、非常に小さい孔しか存在せず、比較的密な構
造となる。確かに従来の人工血管のコンプライア
ンスよりは大きくなるけれども、生体血管のそれ
と比較するとまだ小さく、充分満足のいくもので
はない。また、心棒上へのエラストマー溶液の均
一なコーテイングが難かしいため、均一な性能の
人工血管がえられにくいという欠点もある。 特開昭57−150954号公報には、少なくとも２つ
のゾーン、すなわち多孔質エラストマーゾーンと
ソリツドエラストマーゾーンとからなる動脈移殖
補綴物が開示されている。該公報に記載されてい
る人工血管のうち、管壁断面がソリツドエラスト
マーゾーン−多孔質エラストマーゾーン−ソリツ
ドエラストマーゾーンからなる人工血管につい
て、本発明者は該特許に開示されている方法によ
り製造を試みたが、２つのソリツドエラストマー
ゾーンのために多孔質エラストマーゾーン中の造
孔剤の溶出を行なわせることができず、目的とす
る人工血管を製造することはできなかつた。 以上のように、人工血管では、とくに小口径動
脈用人工血管になればなるほどコンプライアンス
が生体血管に近似することが重要であるといわれ
ており、コンプライアンスを生体血管に近づける
努力がなされているにもかかわらず、必要と考え
られているコンプライアンスを有する人工血管が
開発されていないのが実情である。 本発明者は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ことを目的として鋭意
研究を重ねた結果、エラストマー溶液を環状ノズ
ルから管状に押出し、管の内部と外部とを凝固液
に浸すことにより、管壁断面に非対称構造にあた
る構造を含む管状物をうることができ、この管状
物のコンプライアンスを生体血管に近似させうる
ことを見出し、本発明に到達した。 すなわち本発明は、エラストマーからなり、管
壁断面に、管壁の少なくとも内側にスキン層を有
し、管壁内部にスポンジ構造層を有する非対称構
造にあたる構造を含み、かつコンプライアンスが
0.1〜0.8であることを特徴とする人工血管に関す
る。 本発明に用いるエラストマーとは、血液適合性
に優れた熱可塑性エラストマー、すなわち急性毒
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、抗血栓性に優れた熱可塑性エラス
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、ポウ
レタン系エラストマー、ポリオレフイン系エラス
トマー、ポリエステル系エラストマーなどや、こ
れらのエラストマーにエラストマーとしての性質
を維持する範囲でエラストマー以外の高分子をブ
レンドしたものなどがあげられる。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。強度や耐久性や抗血栓性などの面からみる
と、これらのうちではポリウレタン系エラストマ
ーがより好ましい。ポリウレタン系エラストマー
の具体例としては、ポリウレタン、ポリウレタン
ウレア、それらとシリコーンポリマーとのブレン
ド物などがあげられる。前記ポリウレタンやポリ
ウレタンウレアのなかでは、生体内での耐久性の
面からポリエステル型よりもポリエーテル型の方
がより好ましく、さらに好ましいものとしてはセ
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、バードセグメントあるいはソフトセ
グメントにフツ素を含有するセグメント化ポリウ
レタンウレア、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
するポリウレタンまたはポリウレタンウレアなど
があげられる。とくに好ましいものとしてはポリ
ジメチルシロキサン式： （式中、R1〜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、ｅは０〜30の整数、ｂ、ｄは０または
１、ｃは２以上の整数を表わす）のような形状で
含有し、該ポリエーテル部分が （−CH2CH2CH2CH2O）−26〜30または
【式】であるポリウレタンまた
はポリウレタンウレアがあげられる。
本発明の人工血管の管壁断面は、少なくとも管
の内側にスキン層が存在し、管壁内部がスポンジ
構造層を有する非対称構造にあたる構造を含んで
おり、該スポンジ構造層が２重セル状構造からな
る層となつているものが好ましい。 前記スキン層とは管壁内部と比較して、より均
一かつ緻密なエラストマーからなる層であり、そ
の厚さは、0.5〜20μmが好ましく、１〜15μmで
あることがさらに好ましい。スキン層の厚さが
20μmをこえると、コンプライアンスが小さくな
り過ぎる傾向にあり、0.5μm未満になると、血管
の強度が低下したりする傾向が生じる。スキン層
は、キヤストフイルムや溶融状態から製造した成
形物のように、エラストマー分子が非常に緻密に
存在し、結果として透明あるいはクリアーな外観
を呈するものとは異なり、その内部に微小な孔や
穴を多数含有し、前記フイルムや成形物と比較す
ると疎な構造であり、肉眼観察では、不透明な層
である。スキン層に存在する微小な孔や穴の最大
径は約1μm以下が好ましく、0.5μm以下がさらに
好ましく、0.1μm以下がとくに好ましい。ただし
スキン層の表面には、最大径１〜10μm程度の穴
が存在してもよい。スキン層が管の少なくとも内
側に存在し、前記のような構造を有するばあいに
は、血液の流れを混乱させることもなく、かつ適
度なコンプライアンスおよび強度の人工血管がえ
られる。 スポンジ構造層とは、最大径が約1μmから管壁
の厚さの約３／５程度までの大きさを有する球
状、楕円球状あるいはそれらの変形した形状から
なるセル状の空隙の集合した構造をいう。このス
ポンジ構造層部分は、スキン層と比較すると、非
常に疎な構造である。ただし、スポンジ構造のセ
ツ状空隙を形成する隔壁自体はスキン層と同様
に、微少な孔や穴を多く含有することが好まし
い。さらに好ましいスポンジ構造層は大きさのそ
ろつたセルがスポンジ状に存在する構造を有する
層である。このときのセルの最大径は１〜100μm
が好ましく、５〜75μmであることがさらに好ま
しく、10〜40μmであることがとくに好ましい。
とくに好ましいスポンジ構造は、管の内側のスキ
ン層と外側との間に、セルが２個づつ並んだ２重
セル構造である。このセルの最大径は、管壁の厚
さの約１／５〜３／５の大きさが好ましく、管壁
の厚さの約１／３〜１／２の大きさがさらに好ま
しい。ただし、このセルとスキン層との接する部
分ではこのセルよりも小さいセルが存在してもよ
い。管の外側にスキン層がないばあいには、外側
がスポンジを切断したような形状あるいは網目形
状をしていてもよい。 本明細書にいうコンプライアンスとは、式(1)： Ｃ＝ΔV／Vo・ΔP×100 (1) （式中、Ｃはコンプライアンス、Voは内圧50mm
Hgのときの測定血管の内容積、ΔPは内圧50mm
Hgから内圧150mmHgまでの差圧100mmHg、ΔVは
ΔPの間で増加する測定血管の内容積を表わす）
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注
入液量と回路内圧の変化とを測定し、上式からコ
ンプライアンスを求めることができる。 本発明の人工血管の管壁は非対称構造にあたる
構造を含むため、管壁のエラストマーの密度が疎
となる。したがつて、本発明の人工血管のコンプ
ライアンスは大きくなり、生体血管に近似させる
ことができる。コンプライアンスの調節は、管壁
のエラストマー密度、エラストマーの強度、管壁
の厚さの調節などによつて可能となる。 人工血管として好ましいコンプライアンスは、
人工血管の太さ、使用部位などにより異なり、一
概には決められないが、通常の血行再建手術の行
なわれる生体血管のコンプライアンスが0.1〜0.8
程度であるため、このような範囲にすることが好
ましいと考えられる。本発明の人工血管のコンプ
ライアンスは前記のようにして調節することがで
き、0.1〜0.8の範囲で任意のものを製造すること
ができる。コンプライアンスが0.1〜0.8の人工血
管は、その太さなどにもよるが動脈用血管などの
用途に、また内径が１〜６mmであり、コンプライ
アンスが0.1〜0.5のものは小口径動脈用人工血管
として好適に使用しうる。 管壁エラストマーの最適密度は、エラストマー
の強度や管壁の厚さによつて変化し、要求される
コンプライアンスが生体血管の部位によつて異な
るので一概には決定することはできないが、好ま
しくは0.05〜0.35ｇ／cm3、さらに好ましくは0.1〜
0.3ｇ／cm3、とくに好ましくは0.125〜0.25ｇ／cm3
である。 エラストマーの強度は、管壁のエラストマー密
度などの影響で一概には決められないが、好まし
くは破断時の引張強度で100〜700Kg／cm2、破断時
の伸びで100〜1500％である。 管壁の厚さは、生体血管のそれに合わせればよ
い。 これらの要因の調節により、本発明の人工血管
のコンプライアンスは、生体血管のそれに近似さ
せることができる。 本発明の人工血管の内側、つまり血液接触面
は、血液適合性に優れたエラストマーから構成さ
れたスキン層であり、血液適合性が良好である
が、生体への埋入初期の抗血栓性をさらに向上さ
せる目的で、表面にアルブミン、ゼラチン、コン
ドロイチン硫酸、ヘパリン化材料などをコーテイ
ングしてもよい。また手術時などの異常な血圧の
増加に耐えたり、長期間にわたり耐久性を維持さ
せるという目的のために、本発明の人工血管の外
側を網状のネツトや不織布などで補強してもよ
い。また、人工血管の外側にスキン層が形成され
ているばあいには、生体組織との結合性を向上さ
せる目的で約１〜30μmの直径および深さの穴を
存在させてもよい。 以上のような構造を有する本発明の人工血管
は、コンプライアンスが生体血管に近似し、血液
接触面が血液適合性に優れている性質に加えて、
つぎに示すような有用な性質をも併有する。すな
わち、管壁が実質的にエラストマーの連続した構
造であるため任意の長さに切断しても切口がほつ
れることは無い。そして管壁断面が非対称構造に
あたる構造を含むエラストマー密度の低い構造で
あるのに加えて、スキン層やスポンジ構造のセツ
状空隙を形成する隔壁自体も内部に微小な穴を有
する疎な構造であるため、縫合針の貫通性が非常
によく、生体血管との縫合が容易であり、かつ縫
合部を引張つても縫合部がほつれたり、縫合糸が
はずれることはない。管壁がエラストマーからな
るため、縫合針の貫通した穴も針が存在しなくな
ると自己閉塞し、血液の漏れが生じない。さらに
驚くべき性質としては、本発明の人工血管は、そ
の内部に血液が流れ、血圧がかかつた状態では結
節を生じない。これはコンプライアンスが生体血
管に近似していることに起因すると考えられる。 このような優れた性能を有する本発明の人工血
管は、エラストマー溶液を環状ノズルから内部凝
固液とともに押出し、全体を外部凝固液に浸し、
エラストマーを管状に析出させることにより製造
できる。 前記環状ノズルはエラストマー溶液を管状に押
出し、かつその内部に内部凝固液を注入できるも
のである。図面を用いて環状ノズルを説明する。 第１図は、環状ノズル３のエラストマー溶液の
押出し口を有する面を示したものである。１はエ
ラストマー溶液の出口であり、目的とする人工血
管の内径と外径にあわせて、１の内径と外径とを
決めればよい。２は内部凝固液の出口である。 つぎに本発明の人工血管の製法の一実施態様を
示して説明する。 エラストマーをよく溶解する良溶媒にエラスト
マーを溶解して、エラストマー溶液がえられる。
この溶液を環状ノズルから管状に押出したのち、
ただちにあるいは一定の乾式距離を保つたのち、
凝固液に浸漬する。同時にノズルからの押出し速
度にあわせて管の内側にも一定量の凝固液を注入
する。管状に押出されたエラストマー溶液は良溶
媒と凝固液との置換により、エラストマーが析出
し、エラストマーからなる管状構造体である人工
血管がえられる。 良溶媒は、エラストマーの種類によつて異なる
ので一概には決められないが、通常はＮ，Ｎ−ジ
メチルアセトアミド、Ｎ，Ｎ−ジメチルフオルム
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
などの溶媒を単独で用いてもよく、２種以上混合
して用いてもよい。 凝固液は、エラストマーを溶解せずかつ良溶媒
とはよく混和するものであればよい。通常は水、
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
セリンなどを単独で用いてもよく、２種以上混合
して用いてもよい。溶液中のエラストマー濃度
は、コンプライアンスや溶液の粘度に強い影響を
与えるので、その選択は重要である。通常は５〜
35％（重量％、以下同様）が好ましく、10〜30％
がさらに好ましく、12.5〜25％がとくに好まし
い。エラストマー濃度が５％より低いとコンプラ
イアンスが大きすぎたり、凝固液中での析出物が
管状になり難い傾向にある。エラストマー濃度が
35％をこえるとコンプライアンスが小さすぎた
り、溶液粘度が高すぎて、環状ノズルから管状に
エラストマー溶液を押出し難くなる傾向にある。 管壁内部のスポンジ構造、スキン層の厚さ、人
工血管の外観や形状を調節する目的で、エラスト
マー溶液に良溶媒とはよく混和するが、エラスト
マーは溶解しない貧溶媒を添加してもよい。また
同じ目的で、凝固液に水溶性の無機塩や良溶媒を
添加し、エラストマー溶液の凝固速度を調節して
もよい。もちろん、管内に通す凝固液と管外の凝
固液とを同一にする必要はなく、所望の人工血管
がえられるように調節してもよい。 このようにしてえられた人工血管は、管壁断面
に非対称構造にあたる構造を含み、コンプライア
ンスが生体血管と近似する。 上記のようにしてえられた人工血管の断面の一
実施態様の説明図を第２図に、またその部分拡大
説明図を第３図に示す。 第２図に示すように、管壁の内側と外側にはス
キン層４，７が存在し、スキン層４とスキン層７
との間には隔膜５で仕切られたセル６がほぼ２重
セル構造になるように形成され、管壁断面に非対
称構造にあたる構造が含まれている。 叙上のごとき構造を有する本発明の人工血管
は、つぎのような特徴を有している。 コンプライアンスが生体血管に近似してい
る。 血液接触面が血液適合性に優れている。 縫合針の貫通性が良く、縫合が容易である。 任意の長さに切断しても切口にほつれが発生
しない。また縫合部から縫合糸がほつれること
もない。 縫合針の貫通孔が自己閉塞する。 血圧のかかつた実際の使用状態では結節を生
じ難い。 したがつて本発明の人工血管は、血行再建手術
にあたつて、人工血管、バイパス用人工血管、バ
ツチ用材料に使用できるし、ブラツドアクセスな
どにも使用できる。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
とができる。とくに、コンプライアンスが生体血
管に近似し、血液接触面が血液適合性に優れてい
るため、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、内径約１
〜６mmの小口径動脈用人工血管として使用でき
る。とくに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
用できる。また本発明の人工血管は、その外側
に、コンプライアンスの小さいネツトなどをかぶ
せることにより、静脈用人工血管としても使用で
きるし、尿管などの生体の柔かい管状物の代替え
としての使用も可能である。 つぎに実施例によつて本発明の人工血管を説明
する。 実施例 １ 特開昭58−188458号公報の実施例１記載のポリ
ウレタン20ｇをＮ，Ｎ−ジメチルアセトアミド80
mlに溶解した。この溶液を減圧下で充分脱泡した
のち、ギアポンプを用いて環状ノズル（溶液出口
寸法が内径３mm、外径4.5mm）から一定速度（40
cm／分）で押出した。同時に管の内側にも押出し
速度と同じ速度で水を注入した。押出された管状
の溶液はただちに水に浸漬し、エラストマーを管
状に析出させた。充分に水洗し、溶媒を除去した
のち、必要な寸法に切断し、人工血管をえた。 えられた人工血管は、内径３mm、外径約4.5mm
であつた。 この人工血管の管壁断面を走査型電子顕微鏡で
観察したばあいにえられる映像を説明するための
説明図を第２図に、またその一部拡大説明図を第
３図に示す。 つぎにこの人工血管を切断し、切断部を端から
１mmの所を縫合したところ、縫合針の貫通性は、
生体血管と類似しており、切断部のほつれもな
く、縫合部を引張つても管が破けることもなかつ
た。しかも縫合針の貫通孔は、針を除くと自己閉
塞した。えられた人工血管を長さ８cmに切り、閉
鎖回路に挿入した。そして１ストローク0.05ml送
液する定量ポンプで、牛のACD血液をこの閉鎖
回路に送液し、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から、(1)式を用い
てコンプライアンスを測定したところ、0.35であ
つた。また、内圧が50〜150mmHg存在する状態で
この人工血管を曲げても、結節を生じなかつた。 以上のことから、この人工血管は、小口径動脈
用人工血管として優れていることが判明した。 実施例 ２ ４，4′−ジフエニルメタンジイソシアネート２
モルと分子量2000のポリテトラメチレングリコー
ル１モルから製造したプレポリマーをエチレンジ
アミン１モルで鎖延長したセグメント化ポリウレ
タンウレア17.5ｇを、Ｎ，Ｎ−ジメチルアセトア
ミド37.5mlとプロピレングリコール25mlとの混合
溶媒に溶解した。この溶液を減圧下で充分脱泡し
たのち、ギアポンプを用いて環状ノズル（溶液出
口寸法が内径３mm、外径4.1mm）に一定速度で注
入し、管状に押出した。同時に管の内側にも押出
し速度の1.2倍の速度で脱泡してある水を注入し
た。押出された管状の溶液をただちに水に浸漬
し、エラストマーを管状に析出させた。充分に水
洗し、溶媒を除去したのち、必要な寸法に切断
し、人工血管をえた。 えられた人工血管は、内径約３mm、外径約4.1
mmであつた。管壁断面はスポンジ状の構造をして
おり、実施例１と同じ方法でコンプライアンスを
測定したところ、0.4であつた。 この人工血管は、任意の場所で切断しても切口
がほつれることはなかつた。また生体血管との縫
合も非常に容易であり、縫合部を引張つても縫合
部がちぎれることはなく、縫合針の貫通孔は自己
閉塞した。
の内側にスキン層が存在し、管壁内部がスポンジ
構造層を有する非対称構造にあたる構造を含んで
おり、該スポンジ構造層が２重セル状構造からな
る層となつているものが好ましい。 前記スキン層とは管壁内部と比較して、より均
一かつ緻密なエラストマーからなる層であり、そ
の厚さは、0.5〜20μmが好ましく、１〜15μmで
あることがさらに好ましい。スキン層の厚さが
20μmをこえると、コンプライアンスが小さくな
り過ぎる傾向にあり、0.5μm未満になると、血管
の強度が低下したりする傾向が生じる。スキン層
は、キヤストフイルムや溶融状態から製造した成
形物のように、エラストマー分子が非常に緻密に
存在し、結果として透明あるいはクリアーな外観
を呈するものとは異なり、その内部に微小な孔や
穴を多数含有し、前記フイルムや成形物と比較す
ると疎な構造であり、肉眼観察では、不透明な層
である。スキン層に存在する微小な孔や穴の最大
径は約1μm以下が好ましく、0.5μm以下がさらに
好ましく、0.1μm以下がとくに好ましい。ただし
スキン層の表面には、最大径１〜10μm程度の穴
が存在してもよい。スキン層が管の少なくとも内
側に存在し、前記のような構造を有するばあいに
は、血液の流れを混乱させることもなく、かつ適
度なコンプライアンスおよび強度の人工血管がえ
られる。 スポンジ構造層とは、最大径が約1μmから管壁
の厚さの約３／５程度までの大きさを有する球
状、楕円球状あるいはそれらの変形した形状から
なるセル状の空隙の集合した構造をいう。このス
ポンジ構造層部分は、スキン層と比較すると、非
常に疎な構造である。ただし、スポンジ構造のセ
ツ状空隙を形成する隔壁自体はスキン層と同様
に、微少な孔や穴を多く含有することが好まし
い。さらに好ましいスポンジ構造層は大きさのそ
ろつたセルがスポンジ状に存在する構造を有する
層である。このときのセルの最大径は１〜100μm
が好ましく、５〜75μmであることがさらに好ま
しく、10〜40μmであることがとくに好ましい。
とくに好ましいスポンジ構造は、管の内側のスキ
ン層と外側との間に、セルが２個づつ並んだ２重
セル構造である。このセルの最大径は、管壁の厚
さの約１／５〜３／５の大きさが好ましく、管壁
の厚さの約１／３〜１／２の大きさがさらに好ま
しい。ただし、このセルとスキン層との接する部
分ではこのセルよりも小さいセルが存在してもよ
い。管の外側にスキン層がないばあいには、外側
がスポンジを切断したような形状あるいは網目形
状をしていてもよい。 本明細書にいうコンプライアンスとは、式(1)： Ｃ＝ΔV／Vo・ΔP×100 (1) （式中、Ｃはコンプライアンス、Voは内圧50mm
Hgのときの測定血管の内容積、ΔPは内圧50mm
Hgから内圧150mmHgまでの差圧100mmHg、ΔVは
ΔPの間で増加する測定血管の内容積を表わす）
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注
入液量と回路内圧の変化とを測定し、上式からコ
ンプライアンスを求めることができる。 本発明の人工血管の管壁は非対称構造にあたる
構造を含むため、管壁のエラストマーの密度が疎
となる。したがつて、本発明の人工血管のコンプ
ライアンスは大きくなり、生体血管に近似させる
ことができる。コンプライアンスの調節は、管壁
のエラストマー密度、エラストマーの強度、管壁
の厚さの調節などによつて可能となる。 人工血管として好ましいコンプライアンスは、
人工血管の太さ、使用部位などにより異なり、一
概には決められないが、通常の血行再建手術の行
なわれる生体血管のコンプライアンスが0.1〜0.8
程度であるため、このような範囲にすることが好
ましいと考えられる。本発明の人工血管のコンプ
ライアンスは前記のようにして調節することがで
き、0.1〜0.8の範囲で任意のものを製造すること
ができる。コンプライアンスが0.1〜0.8の人工血
管は、その太さなどにもよるが動脈用血管などの
用途に、また内径が１〜６mmであり、コンプライ
アンスが0.1〜0.5のものは小口径動脈用人工血管
として好適に使用しうる。 管壁エラストマーの最適密度は、エラストマー
の強度や管壁の厚さによつて変化し、要求される
コンプライアンスが生体血管の部位によつて異な
るので一概には決定することはできないが、好ま
しくは0.05〜0.35ｇ／cm3、さらに好ましくは0.1〜
0.3ｇ／cm3、とくに好ましくは0.125〜0.25ｇ／cm3
である。 エラストマーの強度は、管壁のエラストマー密
度などの影響で一概には決められないが、好まし
くは破断時の引張強度で100〜700Kg／cm2、破断時
の伸びで100〜1500％である。 管壁の厚さは、生体血管のそれに合わせればよ
い。 これらの要因の調節により、本発明の人工血管
のコンプライアンスは、生体血管のそれに近似さ
せることができる。 本発明の人工血管の内側、つまり血液接触面
は、血液適合性に優れたエラストマーから構成さ
れたスキン層であり、血液適合性が良好である
が、生体への埋入初期の抗血栓性をさらに向上さ
せる目的で、表面にアルブミン、ゼラチン、コン
ドロイチン硫酸、ヘパリン化材料などをコーテイ
ングしてもよい。また手術時などの異常な血圧の
増加に耐えたり、長期間にわたり耐久性を維持さ
せるという目的のために、本発明の人工血管の外
側を網状のネツトや不織布などで補強してもよ
い。また、人工血管の外側にスキン層が形成され
ているばあいには、生体組織との結合性を向上さ
せる目的で約１〜30μmの直径および深さの穴を
存在させてもよい。 以上のような構造を有する本発明の人工血管
は、コンプライアンスが生体血管に近似し、血液
接触面が血液適合性に優れている性質に加えて、
つぎに示すような有用な性質をも併有する。すな
わち、管壁が実質的にエラストマーの連続した構
造であるため任意の長さに切断しても切口がほつ
れることは無い。そして管壁断面が非対称構造に
あたる構造を含むエラストマー密度の低い構造で
あるのに加えて、スキン層やスポンジ構造のセツ
状空隙を形成する隔壁自体も内部に微小な穴を有
する疎な構造であるため、縫合針の貫通性が非常
によく、生体血管との縫合が容易であり、かつ縫
合部を引張つても縫合部がほつれたり、縫合糸が
はずれることはない。管壁がエラストマーからな
るため、縫合針の貫通した穴も針が存在しなくな
ると自己閉塞し、血液の漏れが生じない。さらに
驚くべき性質としては、本発明の人工血管は、そ
の内部に血液が流れ、血圧がかかつた状態では結
節を生じない。これはコンプライアンスが生体血
管に近似していることに起因すると考えられる。 このような優れた性能を有する本発明の人工血
管は、エラストマー溶液を環状ノズルから内部凝
固液とともに押出し、全体を外部凝固液に浸し、
エラストマーを管状に析出させることにより製造
できる。 前記環状ノズルはエラストマー溶液を管状に押
出し、かつその内部に内部凝固液を注入できるも
のである。図面を用いて環状ノズルを説明する。 第１図は、環状ノズル３のエラストマー溶液の
押出し口を有する面を示したものである。１はエ
ラストマー溶液の出口であり、目的とする人工血
管の内径と外径にあわせて、１の内径と外径とを
決めればよい。２は内部凝固液の出口である。 つぎに本発明の人工血管の製法の一実施態様を
示して説明する。 エラストマーをよく溶解する良溶媒にエラスト
マーを溶解して、エラストマー溶液がえられる。
この溶液を環状ノズルから管状に押出したのち、
ただちにあるいは一定の乾式距離を保つたのち、
凝固液に浸漬する。同時にノズルからの押出し速
度にあわせて管の内側にも一定量の凝固液を注入
する。管状に押出されたエラストマー溶液は良溶
媒と凝固液との置換により、エラストマーが析出
し、エラストマーからなる管状構造体である人工
血管がえられる。 良溶媒は、エラストマーの種類によつて異なる
ので一概には決められないが、通常はＮ，Ｎ−ジ
メチルアセトアミド、Ｎ，Ｎ−ジメチルフオルム
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
などの溶媒を単独で用いてもよく、２種以上混合
して用いてもよい。 凝固液は、エラストマーを溶解せずかつ良溶媒
とはよく混和するものであればよい。通常は水、
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
セリンなどを単独で用いてもよく、２種以上混合
して用いてもよい。溶液中のエラストマー濃度
は、コンプライアンスや溶液の粘度に強い影響を
与えるので、その選択は重要である。通常は５〜
35％（重量％、以下同様）が好ましく、10〜30％
がさらに好ましく、12.5〜25％がとくに好まし
い。エラストマー濃度が５％より低いとコンプラ
イアンスが大きすぎたり、凝固液中での析出物が
管状になり難い傾向にある。エラストマー濃度が
35％をこえるとコンプライアンスが小さすぎた
り、溶液粘度が高すぎて、環状ノズルから管状に
エラストマー溶液を押出し難くなる傾向にある。 管壁内部のスポンジ構造、スキン層の厚さ、人
工血管の外観や形状を調節する目的で、エラスト
マー溶液に良溶媒とはよく混和するが、エラスト
マーは溶解しない貧溶媒を添加してもよい。また
同じ目的で、凝固液に水溶性の無機塩や良溶媒を
添加し、エラストマー溶液の凝固速度を調節して
もよい。もちろん、管内に通す凝固液と管外の凝
固液とを同一にする必要はなく、所望の人工血管
がえられるように調節してもよい。 このようにしてえられた人工血管は、管壁断面
に非対称構造にあたる構造を含み、コンプライア
ンスが生体血管と近似する。 上記のようにしてえられた人工血管の断面の一
実施態様の説明図を第２図に、またその部分拡大
説明図を第３図に示す。 第２図に示すように、管壁の内側と外側にはス
キン層４，７が存在し、スキン層４とスキン層７
との間には隔膜５で仕切られたセル６がほぼ２重
セル構造になるように形成され、管壁断面に非対
称構造にあたる構造が含まれている。 叙上のごとき構造を有する本発明の人工血管
は、つぎのような特徴を有している。 コンプライアンスが生体血管に近似してい
る。 血液接触面が血液適合性に優れている。 縫合針の貫通性が良く、縫合が容易である。 任意の長さに切断しても切口にほつれが発生
しない。また縫合部から縫合糸がほつれること
もない。 縫合針の貫通孔が自己閉塞する。 血圧のかかつた実際の使用状態では結節を生
じ難い。 したがつて本発明の人工血管は、血行再建手術
にあたつて、人工血管、バイパス用人工血管、バ
ツチ用材料に使用できるし、ブラツドアクセスな
どにも使用できる。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
とができる。とくに、コンプライアンスが生体血
管に近似し、血液接触面が血液適合性に優れてい
るため、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、内径約１
〜６mmの小口径動脈用人工血管として使用でき
る。とくに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
用できる。また本発明の人工血管は、その外側
に、コンプライアンスの小さいネツトなどをかぶ
せることにより、静脈用人工血管としても使用で
きるし、尿管などの生体の柔かい管状物の代替え
としての使用も可能である。 つぎに実施例によつて本発明の人工血管を説明
する。 実施例 １ 特開昭58−188458号公報の実施例１記載のポリ
ウレタン20ｇをＮ，Ｎ−ジメチルアセトアミド80
mlに溶解した。この溶液を減圧下で充分脱泡した
のち、ギアポンプを用いて環状ノズル（溶液出口
寸法が内径３mm、外径4.5mm）から一定速度（40
cm／分）で押出した。同時に管の内側にも押出し
速度と同じ速度で水を注入した。押出された管状
の溶液はただちに水に浸漬し、エラストマーを管
状に析出させた。充分に水洗し、溶媒を除去した
のち、必要な寸法に切断し、人工血管をえた。 えられた人工血管は、内径３mm、外径約4.5mm
であつた。 この人工血管の管壁断面を走査型電子顕微鏡で
観察したばあいにえられる映像を説明するための
説明図を第２図に、またその一部拡大説明図を第
３図に示す。 つぎにこの人工血管を切断し、切断部を端から
１mmの所を縫合したところ、縫合針の貫通性は、
生体血管と類似しており、切断部のほつれもな
く、縫合部を引張つても管が破けることもなかつ
た。しかも縫合針の貫通孔は、針を除くと自己閉
塞した。えられた人工血管を長さ８cmに切り、閉
鎖回路に挿入した。そして１ストローク0.05ml送
液する定量ポンプで、牛のACD血液をこの閉鎖
回路に送液し、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から、(1)式を用い
てコンプライアンスを測定したところ、0.35であ
つた。また、内圧が50〜150mmHg存在する状態で
この人工血管を曲げても、結節を生じなかつた。 以上のことから、この人工血管は、小口径動脈
用人工血管として優れていることが判明した。 実施例 ２ ４，4′−ジフエニルメタンジイソシアネート２
モルと分子量2000のポリテトラメチレングリコー
ル１モルから製造したプレポリマーをエチレンジ
アミン１モルで鎖延長したセグメント化ポリウレ
タンウレア17.5ｇを、Ｎ，Ｎ−ジメチルアセトア
ミド37.5mlとプロピレングリコール25mlとの混合
溶媒に溶解した。この溶液を減圧下で充分脱泡し
たのち、ギアポンプを用いて環状ノズル（溶液出
口寸法が内径３mm、外径4.1mm）に一定速度で注
入し、管状に押出した。同時に管の内側にも押出
し速度の1.2倍の速度で脱泡してある水を注入し
た。押出された管状の溶液をただちに水に浸漬
し、エラストマーを管状に析出させた。充分に水
洗し、溶媒を除去したのち、必要な寸法に切断
し、人工血管をえた。 えられた人工血管は、内径約３mm、外径約4.1
mmであつた。管壁断面はスポンジ状の構造をして
おり、実施例１と同じ方法でコンプライアンスを
測定したところ、0.4であつた。 この人工血管は、任意の場所で切断しても切口
がほつれることはなかつた。また生体血管との縫
合も非常に容易であり、縫合部を引張つても縫合
部がちぎれることはなく、縫合針の貫通孔は自己
閉塞した。
第１図は環状ノズルのエラストマー溶液の押出
し口を示す説明図、第２図は実施例１において製
造した本発明の人工血管の管壁断面の走査型電子
顕微鏡で観察したばあいにえられる映像を説明す
るための説明図、第３図は第２図の一部拡大説明
図である。
し口を示す説明図、第２図は実施例１において製
造した本発明の人工血管の管壁断面の走査型電子
顕微鏡で観察したばあいにえられる映像を説明す
るための説明図、第３図は第２図の一部拡大説明
図である。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ エラストマーからなり、管壁断面に、管壁の
少なくとも内側にスキン層を有し、管壁内部にス
ポンジ構造層を有する非対称構造にあたる構造を
含み、かつコンプライアンスが0.1〜0.8であるこ
とを特徴とする人工血管。 ２ 前記エラストマーが血液適合性に優れた熱可
塑性エラストマーである特許請求の範囲第１項記
載の人工血管。 ３ 前記スポンジ構造層が２重セル構造を有する
特許請求の範囲第１項記載の人工血管。 ４ 前記人工血管が内径１〜６mm、コンプライア
ンス0.1〜0.5の小口径動脈用人工血管である特許
請求の範囲第１項記載の人工血管。 ５ 前記人工血管が大動脈−冠状動脈バイパス用
人工血管である特許請求の範囲第１項記載の人工
血管。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59039971A JPS60182958A (ja) | 1984-03-01 | 1984-03-01 | 人工血管 |
| DE8484106392T DE3478192D1 (en) | 1983-06-06 | 1984-06-05 | Artificial vessel and process for preparing the same |
| EP84106392A EP0130401B1 (en) | 1983-06-06 | 1984-06-05 | Artificial vessel and process for preparing the same |
| US06/842,956 US4921495A (en) | 1983-06-06 | 1986-03-24 | Porous artificial vessel |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59039971A JPS60182958A (ja) | 1984-03-01 | 1984-03-01 | 人工血管 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS60182958A JPS60182958A (ja) | 1985-09-18 |
| JPH0254101B2 true JPH0254101B2 (ja) | 1990-11-20 |
Family
ID=12567837
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP59039971A Granted JPS60182958A (ja) | 1983-06-06 | 1984-03-01 | 人工血管 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS60182958A (ja) |
Families Citing this family (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6395050A (ja) * | 1986-10-08 | 1988-04-26 | 鐘淵化学工業株式会社 | 人工血管 |
| JPS63270048A (ja) * | 1987-04-30 | 1988-11-08 | Ube Ind Ltd | 人工血管 |
| JPS6464649A (en) * | 1987-09-04 | 1989-03-10 | Ube Industries | Artificial blood vessel |
| JP2558057Y2 (ja) * | 1991-06-07 | 1997-12-17 | 京子 川合 | 装飾用部材及びその装飾用部材を用いた装飾品 |
| JPH05161708A (ja) | 1991-12-18 | 1993-06-29 | Terumo Corp | 人工血管 |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4604762A (en) * | 1981-02-13 | 1986-08-12 | Thoratec Laboratories Corporation | Arterial graft prosthesis |
-
1984
- 1984-03-01 JP JP59039971A patent/JPS60182958A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS60182958A (ja) | 1985-09-18 |
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