JPH0218098B2 - - Google Patents
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- JPH0218098B2 JPH0218098B2 JP60113783A JP11378385A JPH0218098B2 JP H0218098 B2 JPH0218098 B2 JP H0218098B2 JP 60113783 A JP60113783 A JP 60113783A JP 11378385 A JP11378385 A JP 11378385A JP H0218098 B2 JPH0218098 B2 JP H0218098B2
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Description
〔産業上の利用分野〕
本発明はフツ素樹脂から成る人工血管に関す
る。
〔従来の技術〕
現在、人工血管としては、ポリエステル繊維の
編織物で構成された人工血管とフツ素樹脂系の人
工血管が主として用いられている。ポリエステル
系の人工血管は、ポリエチレンテレフタレートの
化学構造を持つ繊維から成り、キンキング現象
（曲げたときに折れる現象）を防止す為に蛇腹状
にクリンプをつけて用いられている。一方、フツ
素樹脂系の人工血管はポリテトラフルオロエチレ
ンを構成成分とし、これを熱延伸して血液接触面
をフイブリル化（小繊維群化）して用いられてい
る。
〔発明が解決しようとする課題〕
フツ素樹脂系の人工血管はポリエステル系の人
工血管よりも小口径の人工血管が作れて長期開存
性に優れているが、また、大きい欠点も有してい
る。それは、製造において血液接触面をフイブリ
ル化する際に延伸を行つており、この延伸によつ
て分子が延伸方向に配向してしまう為に、延伸方
向、即ち人工血管チユーブの長さ方向に沿つて裂
け目が生じ易いことである。実際に、実験室でテ
ストしてみても、また、実用に供してみても、人
工血管の長さ方向に沿つて破裂が生じたり、ちよ
うど動脈瘤のように一部が膨張して、この膨張部
分が極めて裂け易くなる。これは人体における静
脈瘤、動脈瘤発生に相当する現象であり、実用に
際して、これらの欠点を克服することは極めて重
要である。
従来、フツ素樹脂より成る人工血管において
は、この現象を防止する為に、別に延伸した同種
の材料から成るテープ状のものを、フツ素樹脂人
工血管の長さ方向とほぼ直角に巻き付けるように
し、人工血管壁を、長さ方向に配向した層とその
長さ方向にほぼ直角的に配向した層との二層構造
として、これを防止する方策がとられている。或
いは、長さ方向に分子が配列して縦方向（人工血
管の長さ方向）に裂け易くなつたことを防止する
為に、例えばポリプロピレン製の糸をこの人工血
管の外周に螺旋状に巻き付けてその目的を達成し
ようとする試みもあるが、これらの方法ではまだ
充分に安心してフツ素樹脂系の人工血管を、圧力
のかかる動脈系に用いることには不安がある。現
在開発されつつあるポリウレタン系の人工血管も
同様の危険性を秘めており、これらの改良が強く
望まれている。いまひとつの問題点は、キンキン
グ現象である。このキンキング現象は、人工血管
を末梢血管代用として用いるときに、ひざやひじ
の曲げに対して容易に生じ、そこで、かなりの曲
率で曲げてもこのキンキング現象を起こさない人
工血管の出現が強く要望されていた。
なお、欧州特許出願公開第137605号明細書に
は、フツ素樹脂から成るチユーブの外周面に、そ
の肉厚方向の途中迄切れた切れ目をその外周に沿
つて規則的に入れてから、チユーブの長さ方向に
延伸することにより、その内周面（血液接触面）
をフイブリル化したフツ素樹脂製の人工血管が開
示されている。
上記欧州特許における１つの人工血管は、上記
切れ目がチユーブの外周囲に沿つた規則的なラセ
ン状であるから、フイブリル化した円筒状部分
と、この円筒状部分の外周囲に規則的なラセン状
に形成されかつフイブリル化していないラセン状
突起とから成つている。この人工血管を生体に使
用した場合、ラセン状突起の間に、チユーブの全
長に亘つてラセン状に細長く延びるフイブリル化
した部分において、動脈瘤のように一部が膨張し
て、この膨張部分が比較的裂け易くなる。また、
フイブリル化した円筒状部分の外周囲に形成され
ている突起は規則的なラセン状であるから、生体
組織に対する人工血管の親和性はそれ程良好では
ない。
上記欧州特許における別の人工血管は、上記切
れ目がチユーブの外周に沿つた環状であつて、こ
のような環状の切れ目がチユーブの長さ方向に沿
つて等間隔に多数形成される。また、これらの環
状切れ目は、間欠的にかつ規則的に途切れた状態
で形成される。従つて、上記人工血管は、フイブ
リル化した円筒状部分と、この円筒状部分の外周
に沿つた多数の環状突起とから成つている。そし
て、各環状突起は、チユーブの周囲を一周する間
に、隣接する環状突起と数ケ所で交絡して一体化
しており、これらの交絡点がチユーブの外周面に
規則的に分布している。換言すれば、多数の環状
突起は、規則的な網目構造となつている。このた
め、１つの交絡点を通つてチユーブの軸心に対し
て平行に延びる直線は、外の多数の交絡点を通る
ことになり、総ての交絡点は、このような複数の
直線上に総て位置している。従つて、交絡点を通
る上記複数の直線の間に、チユーブの全長に亘つ
て存在する細長いフイブリル化部分には、交絡点
が全く存在せず、また、上記細長いフイブリル化
部分は、チユーブの軸心に対してほぼ平行に延び
ている。ゆえに、上記細長いフイブリル化部分
は、フイブリル化の方向（換言すれば、各小繊維
の延びる方向）とほぼ同方向に延びているから、
比較的脆弱である。このような人工血管を生体に
使用した場合、上記細長いフイブリル化部分にお
いて、動脈瘤のように一部が貿脹して、この膨脹
部分が比較的裂け易くなる。また、フイブリル化
した円筒状部分の外周囲に形成されている突起は
規則的な網目構造であるから、生体組織に対する
人工血管の親和性はそれ程良好とは言えない。
〔課題を解決するための手段〕
上記の課題は、本発明により、次のようにして
解決される。
即ち、本発明の人工血管はフツ素樹脂から成
り、第１図に示すように、人工血管チユーブ１の
外周面即ち外周部２に、この人工血管チユーブ１
の外周に沿つた多数の環状突起３が形成されてい
る。そして、この環状突起３の各々は、人工血管
チユーブ１の周囲を１周する間に、接続する環状
突起３と少なくとも３ケ所において互いに交絡し
て一体化している。そして、その交絡点は、図示
のように、人工血管チユーブ１の外周面に不規則
に分布している。
このように、機械的強度の大きい環状突起３の
交絡点が人工血管チユーブ１の外周面に不規則に
分布することによつて、この人工血管に作用する
応力を効果的に分散させることができる。即ち、
この交絡点の分布に或る種の規則性即ち配列性が
存在すると、その配列方向に沿つて応力集中が起
り易く、従つて、その部分で破裂を生じ易くな
る。
また、上述のように、機械的強度の大きい環状
突起３の交絡点が人工血管チユーブ１の外周面に
不規則に分布していれば、生体組織に対する人工
血管の親和性が高いから、人工血管を生体内に移
植した場合、生体の運動に伴つて人工血管が延び
縮みしても、生体内において人工血管が位置ずれ
することが殆んどない。このため、細胞組織が人
工血管の壁内に入り込んで生体化する現象が促進
される。
本発明の人工血管においては、環状突起３の平
均半値幅（mm）とこの突起３の平均高さ
（mm）とが、
0.1≦≦２ ……(1)
の関係を有しているのが好ましい。ここで「半値
幅」とは、環状突起３の高さの1/2の高さ、即ち
１／２ｈ（mm）における環状突起３の幅ｗ（mm）であ
る。環状突起３は＝2/3であることがより好
ましく、＝1/2であると更に好ましい。
また、人工血管チユーブ１の外周部２に形成さ
れる環状突起３はその人工血管チユーブ１と一体
に成形されるのが良く、この環状突起の数ｎは、
人工血管チユーブ１の内径ｌ（mm）と、この人工
血管チユーブ１の長手方向における長さｌmm間隔
の環状突起３の平均の個数との間に例えば次の
関係式
0.2l≦≦5l ……(2)
が成り立ち、且つ人工血管チユーブ１の厚みｄ
（mm）と環状突起３の平均半値幅（mm）との間
に
0.1d≦≦10d ……(3)
の関係が存在しているから、その人工血管が曲げ
に対して強い抗キンキング性を発揮し且つ大きな
破裂強度を示す。環状突起３の数ｎが内径ｌに対
して上記条件よりも少ないと、曲げに対する順応
性が大きすぎてキンキング現象を生じ易くなり、
また、曲げたときに人工血管が不自然な形状にな
る。一方、余り突起部分の数が多いと伸縮性に欠
けて、あたかも肉厚のチユーブのようになつて、
曲げられないという場合が生じる。
(1)式は、更に好ましくは、
ｈ／―／５≦ｗ≦ ……(1)
(2)式は、更に好ましくは、
0.2l≦≦4l ……(2)
(3)式は、更に好ましくは、
0.3d≦≦5d ……(3)
である。
なお、人工血管は手術で使用する場合、縫合に
際して、人工血管壁の薄い方が有利であり、その
縫合仕上げの良し悪しによつて長期開存性が左右
されるので、吻合し易いこと、縫合しやすいこと
は大変重要である、吻合や縫合の容易さは人工血
管の肉厚によつて決り、薄い方が吻合、縫合に適
している。ところが、人工血管の肉厚を薄くする
と破裂強度が小さくなつて欠点を露呈する。そこ
で、(3)式に示すように、人工血管チユーブの肉厚
ｄと環状突起の半値幅ｗとを規定すると、破裂強
度も充分で且つ縫合性、吻合性に優れ、しかもキ
ンキング現象なしに小さな曲率半径で曲げること
のできる人工血管を得ることができる。要する
に、人工血管の環状突起物の断面幅に対して環状
突起物の突起高さを一定範囲に規制し、また、人
工血管の内径に相当する長手方向の長さに対して
環状突起の数を規定し、更に、人工血管の肉厚に
対して環状突起の断面幅を規制することにより、
破裂強度が大きく、キンキング現象なしに急角度
に曲げられる人工血管を提供することができるの
である。
本発明の別の好ましい態様によれば、内径ｌ
（mm）の人工血管において、この人工血管の中心
線４（第２図参照）の最小曲率半径ｒ（mm）が
1.5l以下、更に好ましくは1.0l以下、更に好まし
くは、0.8l以下にまでキンキング現象なしに曲げ
ることが可能である。これは、本発明のように人
工血管を構成することによつて、その人工血管が
各部とも夫々かなりの自由度を持つて伸縮できる
ので、この人工血管を曲げた場合に、この人工血
管の曲げの曲率中心側（内側）は容易に縮み得る
し、一方、外側（曲げの中心即ち曲率中心より遠
い側）は伸び得る性質が付与される為に可能であ
る。このようにキンキング現象なしに小さな曲率
半径で曲げ得る為には、この人工血管が伸縮性を
有することが必要である。その場合、第３Ａ図に
示すように、無負荷状態での人工血管チユーブの
自然長L0と、第３Ｂ図に示すように、この人工
血管チユーブをその長さ方向に最大圧縮したとき
の長さLpとが、
0.1L0≦Lp≦0.7L0
より好ましくは、
0.3L0≦Lp≦0.6L0
更に好ましくは、
0.3L0≦Lp≦0.5L0
の関係を有するのが好ましい、これらの数値は、
この人工血管を曲げたときに、主としてその内側
部分が縮まることによつて曲がることを示してい
る。即ち、人工血管が上記の範囲で縮小可能であ
れば、この人工血管をかなり小さな曲率半径で曲
げた場合でも、その外側部分は殆ど伸びることな
く、その内側部分が縮まるだけで曲げることが可
能である。従つて、人工血管を破裂させるような
応力がかかり難くなり、また、内側部分が容易に
縮小するのでキンキング現象が起り難くなる。
本発明におけるフツ素樹脂としては、ポリテト
ラフルオロエチレンが用いるのが好ましく、改質
の目的で他の物質、例えばアクリル系樹脂やポリ
ウレタンを添加してもよい、また、ポリテトラフ
ルオロエチレン共重合体、例えば四フツ化エチレ
ン−パーフルオロアルコキシビニルエーテル共重
合体、四フツ化エチレン共重合体、四フツ化エチ
レン−プロピレン共重合体、三フツ化エチレン、
塩化エチレン、フツ化ビニリデンであつてもよ
い。
〔実施例〕
以下、本発明の実施例を説明する。
実施例 １〜５（第５図参照）
市販の四フツ化エチレン樹脂（三井フロロケミ
カル社製テフロン）１Kgと押し出し助剤（液状潤
滑剤）としてのホワイトオイル（スモイルＰ−
55、村松石油社製）260ccとをタンブラーで均一
に混合し、これを加圧予備成形後、ラム押し出し
機でチユーブ状に押し出した。次いで、ホワイト
オイルをその沸点以下の温度で加熱して充分除去
した。
この状態のチユーブ１２の内腔に略密着する状
態でステンレス棒１３を挿入し、これを回転させ
つつ、鋭利な刃物１４でチユーブの内壁面より一
部を残して切れ目１５を入れた。
切れ目１５は完全な円周にはせず、所々に切れ
目を入れた。このとき、切れ目のない所１６を一
円周当り少くとも３ケ所作るようにした。切れ目
と切れ目との横間隔にしてもよく、また、故意に
等間隔でないようにしてもよい。
このチユーブを327℃以下の温度で1.2倍〜10倍
に伸縮するが、200℃位で適当である。本例では
20cmのチユーブを200℃に加熱した状態で急速に
100cmに延伸した。この処置によつて、切れ目の
部分が強く延伸され、切れ目と切れ目との間の突
起部分には力がかからないので延伸されず、第３
Ａ図の如き本発明の構造となつた。
延伸後のチユーブが収縮しないように両端を固
定し、チユーブの端に冷却空気を導入するパイプ
を接続し、他端を閉じ、温度を上げて、320℃に
なつた時に0.4Kg／cm2の空気圧を急激に導入し、
この空気圧を保持しながら温度を上昇させて、
400℃に達すると、今度は急激に冷やして室温に
戻した。このようにして、以下の内径と形態の人
工血管を作つた。この人工血管は極めて小さい曲
率でキンキングなしに曲げることができた。
結果を以下の第１表に一括した。
[Industrial Field of Application] The present invention relates to an artificial blood vessel made of fluororesin. [Prior Art] Currently, as artificial blood vessels, artificial blood vessels made of knitted fabrics of polyester fibers and artificial blood vessels made of fluororesin are mainly used. Polyester-based artificial blood vessels are made of fibers with the chemical structure of polyethylene terephthalate, and are used with bellows-shaped crimps to prevent the kinking phenomenon (a phenomenon in which the fibers break when bent). On the other hand, fluororesin-based artificial blood vessels are made of polytetrafluoroethylene, which is hot-stretched to fibrillate the blood-contacting surface (fine fiber clusters). [Problems to be solved by the invention] Although fluororesin-based artificial blood vessels can be made with a smaller diameter than polyester-based artificial blood vessels and have superior long-term patency, they also have major drawbacks. There is. In manufacturing, stretching is performed when fibrillating the blood contact surface, and this stretching causes the molecules to be oriented in the stretching direction. It is easy for cracks to occur. In fact, both in laboratory tests and in practical use, artificial blood vessels often rupture along their length, or a part of the artificial blood vessel swells like an aneurysm. This expanded portion becomes extremely susceptible to tearing. This is a phenomenon equivalent to the occurrence of varicose veins and aneurysms in the human body, and it is extremely important to overcome these drawbacks in practical use. Conventionally, in order to prevent this phenomenon in artificial blood vessels made of fluororesin, a separately stretched tape-like material made of the same material was wrapped approximately at right angles to the length of the fluororesin artificial blood vessel. A measure has been taken to prevent this by forming the artificial blood vessel wall into a two-layer structure consisting of a layer oriented in the length direction and a layer oriented substantially perpendicular to the length direction. Alternatively, in order to prevent the molecules from arranging in the length direction, which makes it easy to tear in the longitudinal direction (lengthwise direction of the artificial blood vessel), for example, a polypropylene thread can be wrapped spirally around the outer periphery of the artificial blood vessel. Although some attempts have been made to achieve this goal, there are concerns that these methods are not sufficient enough to use fluororesin-based artificial blood vessels in arterial systems that are subject to pressure. Polyurethane-based artificial blood vessels that are currently being developed have similar risks, and improvements in these are strongly desired. Another problem is the kinking phenomenon. This kinking phenomenon easily occurs when the artificial blood vessel is used as a substitute for a peripheral blood vessel when bending the knee or elbow.Therefore, there is a strong demand for an artificial blood vessel that does not cause this kinking phenomenon even when bent to a considerable degree of curvature. It had been. In addition, European Patent Application No. 137605 discloses that cuts are made regularly along the outer circumference of a tube made of fluororesin halfway in the wall thickness direction, and then the tube is By stretching in the length direction, its inner peripheral surface (blood contact surface)
An artificial blood vessel made of fluororesin is disclosed. One of the artificial blood vessels in the above-mentioned European patent has the above-mentioned cuts in a regular helical shape along the outer circumference of the tube. It consists of spiral-shaped protrusions that are formed on the surface and are not fibrillated. When this artificial blood vessel is used in a living body, a part of the fibrillated part that extends in a spiral shape between the spiral protrusions over the entire length of the tube expands like an aneurysm, and this expanded part expands like an aneurysm. It is relatively easy to tear. Also,
Since the protrusions formed around the outer periphery of the fibrillated cylindrical portion have a regular spiral shape, the affinity of the artificial blood vessel to living tissue is not so good. In another artificial blood vessel according to the European patent, the cuts are annular along the outer periphery of the tube, and a large number of such annular cuts are formed at equal intervals along the length of the tube. Further, these annular cuts are formed intermittently and regularly. Therefore, the artificial blood vessel is composed of a fibrillated cylindrical portion and a large number of annular protrusions along the outer periphery of the cylindrical portion. Each annular projection intertwines and integrates with adjacent annular projections at several places while going around the tube, and these intertwining points are regularly distributed on the outer peripheral surface of the tube. In other words, the large number of annular projections has a regular network structure. Therefore, a straight line extending parallel to the axis of the tube through one intersecting point passes through many external intersecting points, and all intersecting points lie on such multiple straight lines. All are located. Therefore, there are no intersecting points in the elongated fibrillated portion that exists along the entire length of the tube between the plurality of straight lines passing through the intersecting points, and the elongated fibrillated portion is located along the axis of the tube. It extends almost parallel to the heart. Therefore, since the elongated fibrillated portion extends in substantially the same direction as the direction of fibrillation (in other words, the direction in which each fibril extends),
Relatively vulnerable. When such an artificial blood vessel is used in a living body, a portion of the elongated fibrillated portion swells like an aneurysm, and this swollen portion becomes relatively easy to tear. Furthermore, since the protrusions formed around the outer periphery of the fibrillated cylindrical portion have a regular network structure, the affinity of the artificial blood vessel to living tissue cannot be said to be very good. [Means for Solving the Problems] The above problems are solved by the present invention as follows. That is, the artificial blood vessel of the present invention is made of fluororesin, and as shown in FIG.
A large number of annular protrusions 3 are formed along the outer periphery. Each of the annular protrusions 3 intertwines and integrates with the annular protrusions 3 to which it connects at least three places while making one circuit around the artificial blood vessel tube 1 . The intertwined points are irregularly distributed on the outer circumferential surface of the artificial blood vessel tube 1 as shown in the figure. In this way, the intertwined points of the annular protrusions 3 having high mechanical strength are irregularly distributed on the outer peripheral surface of the artificial blood vessel tube 1, so that the stress acting on this artificial blood vessel can be effectively dispersed. . That is,
If there is a certain regularity or arrangement in the distribution of these intertwined points, stress concentration tends to occur along the direction of the arrangement, and therefore, rupture is likely to occur in that part. In addition, as described above, if the interlacing points of the annular protrusions 3 having high mechanical strength are irregularly distributed on the outer circumferential surface of the artificial blood vessel tube 1, the artificial blood vessel has a high affinity for the living tissue. When transplanted into a living body, even if the artificial blood vessel expands and contracts with the movement of the living body, there is almost no displacement of the artificial blood vessel within the living body. This promotes the phenomenon of cellular tissue entering the wall of the artificial blood vessel and becoming a living organism. In the artificial blood vessel of the present invention, the average half width (mm) of the annular protrusion 3 and the average height (mm) of the protrusion 3 have a relationship of 0.1≦≦2 (1). preferable. Here, the "half width" is the width w (mm) of the annular protrusion 3 at 1/2 of the height of the annular protrusion 3, that is, 1/2h (mm). It is more preferable that the annular projection 3 is 2/3, and even more preferably 1/2. Further, the annular protrusion 3 formed on the outer circumference 2 of the artificial blood vessel tube 1 is preferably molded integrally with the artificial blood vessel tube 1, and the number n of the annular protrusions is as follows:
For example, the following relational expression exists between the inner diameter l (mm) of the artificial blood vessel tube 1 and the average number of annular protrusions 3 having a length of l mm in the longitudinal direction of the artificial blood vessel tube 1. 2) holds, and the thickness d of the artificial blood vessel tube 1
(mm) and the average half-width (mm) of the annular protrusion 3 as shown in the following relationship: 0.1d≦≦10d (3), so the artificial blood vessel has strong anti-kinking properties against bending. and exhibits high bursting strength. If the number n of annular protrusions 3 is less than the above condition relative to the inner diameter l, the bending flexibility will be too large and the kinking phenomenon will easily occur.
Furthermore, the artificial blood vessel has an unnatural shape when bent. On the other hand, if there are too many protrusions, it will lack elasticity and will look like a thick tube.
There are cases where it cannot be bent. Equation (1) is more preferably h/-/5≦w≦ ...(1) Equation (2) is still more preferably 0.2l≦≦4l ...(2) Equation (3) is further Preferably, 0.3d≦≦5d (3). When using artificial blood vessels in surgery, it is advantageous to have thinner artificial blood vessel walls when suturing, and long-term patency depends on the quality of the suture finish. The ease of anastomosis and suturing is determined by the thickness of the artificial blood vessel, and the thinner the wall, the more suitable for anastomosis and suturing. However, if the wall thickness of the artificial blood vessel is made thinner, the bursting strength becomes smaller, exposing a drawback. Therefore, as shown in equation (3), by defining the wall thickness d of the artificial blood vessel tube and the half-width w of the annular protrusion, it is possible to obtain sufficient bursting strength, excellent suturing and anastomotic properties, and a small size without kinking phenomenon. An artificial blood vessel that can be bent with a radius of curvature can be obtained. In short, the height of the annular protrusion is regulated within a certain range relative to the cross-sectional width of the annular protrusion of the artificial blood vessel, and the number of annular protrusions is controlled relative to the longitudinal length corresponding to the inner diameter of the artificial blood vessel. Furthermore, by regulating the cross-sectional width of the annular protrusion relative to the wall thickness of the artificial blood vessel,
This makes it possible to provide an artificial blood vessel that has high bursting strength and can be bent at a steep angle without kinking. According to another preferred embodiment of the invention, the inner diameter l
(mm), the minimum radius of curvature r (mm) of the center line 4 (see Figure 2) of this artificial blood vessel is
It is possible to bend up to 1.5 liters or less, more preferably 1.0 liters or less, even more preferably 0.8 liters or less without kinking. This is because by configuring the artificial blood vessel as in the present invention, each part of the artificial blood vessel can expand and contract with a considerable degree of freedom. The side of the center of curvature (inside) can easily contract, while the outside (the center of bending, that is, the side far from the center of curvature) can be stretched because it has the property of being able to stretch. In order to be able to bend with a small radius of curvature without the kinking phenomenon, this artificial blood vessel must have elasticity. In that case, as shown in Fig. 3A, the natural length L 0 of the artificial vascular tube under no load, and as shown in Fig. 3B, the length when the artificial vascular tube is maximally compressed in its length direction. L p has a relationship of 0.1L 0 ≦L p ≦0.7L 0 , more preferably 0.3L 0 ≦L p ≦0.6L 0 , and more preferably 0.3L 0 ≦L p ≦0.5L 0 . Preferably, these numbers are
This shows that when this artificial blood vessel is bent, it bends mainly due to the contraction of its inner part. In other words, if the artificial blood vessel can be shrunk within the above range, even if the artificial blood vessel is bent with a fairly small radius of curvature, the outer part will hardly stretch and the inner part will only contract. be. Therefore, stress that would cause the artificial blood vessel to rupture is less likely to be applied, and since the inner portion easily shrinks, the kinking phenomenon is less likely to occur. As the fluororesin in the present invention, polytetrafluoroethylene is preferably used, and other substances such as acrylic resins and polyurethane may be added for the purpose of modification, and polytetrafluoroethylene copolymers may be used. , for example, tetrafluoroethylene-perfluoroalkoxy vinyl ether copolymer, tetrafluoroethylene copolymer, tetrafluoroethylene-propylene copolymer, trifluoroethylene,
Ethylene chloride or vinylidene fluoride may also be used. [Examples] Examples of the present invention will be described below. Examples 1 to 5 (see Figure 5) 1 kg of commercially available tetrafluoroethylene resin (Teflon manufactured by Mitsui Fluorochemical Co., Ltd.) and white oil (Smoil P-) as an extrusion aid (liquid lubricant)
55 (manufactured by Muramatsu Sekiyu Co., Ltd.) and 260 cc were uniformly mixed in a tumbler, preformed under pressure, and then extruded into a tube shape using a ram extruder. The white oil was then heated at a temperature below its boiling point to thoroughly remove it. In this state, the stainless steel rod 13 was inserted into the inner cavity of the tube 12 in a state that it was in close contact with the inner cavity, and while rotating it, a cut 15 was made with a sharp knife 14 leaving a part of the inner wall surface of the tube. The cuts 15 were not made to be a complete circumference, but cuts were made here and there. At this time, at least three unbroken areas 16 were created per circumference. The horizontal intervals between the cuts may be set, or the intervals may be intentionally not equal. This tube is expanded and contracted 1.2 to 10 times at a temperature below 327°C, but a temperature of about 200°C is suitable. In this example
Rapidly heat a 20cm tube to 200℃
It was stretched to 100cm. By this treatment, the cut portion is strongly stretched, and no force is applied to the protruding portion between the cuts, so it is not stretched, and the third
The structure of the present invention as shown in Figure A was obtained. Fix both ends of the tube to prevent it from shrinking after stretching, connect a pipe to introduce cooling air to one end of the tube, close the other end, raise the temperature, and when the temperature reaches 320℃, the temperature is 0.4Kg/ cm2 . Introducing air pressure rapidly,
By increasing the temperature while maintaining this air pressure,
Once the temperature reached 400℃, it was rapidly cooled down to room temperature. In this way, artificial blood vessels with the following inner diameters and configurations were made. This artificial blood vessel could be bent with extremely small curvature without kinking. The results are summarized in Table 1 below.
本発明によつてフツ素樹脂系の人工血管で、破
裂強度が大きくて充分動脈用の血管として使用で
き、しかも小さい曲率半径でキンキングなしに曲
げられて末梢血管代用に使用でき、長期開存性に
優れた人工血管の提供が可能となる。
According to the present invention, a fluororesin-based artificial blood vessel has a high bursting strength and can be used as an arterial blood vessel, and has a small radius of curvature so that it can be bent without kinking and can be used as a peripheral blood vessel substitute, and has long-term patency. This makes it possible to provide superior artificial blood vessels.
第１Ａ図は本発明の人工血管の一実施例を示す
斜視図、第１Ｂ図は第１Ａ図の人工血管の縦断面
図、第２図は第１図の人工血管を曲げた状態で示
す部分正面図、第３Ａ図は第１図の人工血管の無
負荷状態の概略正面図、第３Ｂ図は第３Ａ図の人
工血管を圧縮した状態の概略正面図、第４図は本
発明の人工血管を製造する方法の一例を説明する
為の図である。なお図面に用いた符号において、
１……人工血管チユーブ、２……外周部（外周
面）、３……環状突起である。
FIG. 1A is a perspective view showing an embodiment of the artificial blood vessel of the present invention, FIG. 1B is a longitudinal sectional view of the artificial blood vessel shown in FIG. 1A, and FIG. 2 is a portion of the artificial blood vessel shown in FIG. 1 in a bent state. 3A is a schematic front view of the artificial blood vessel of FIG. 1 in an unloaded state, FIG. 3B is a schematic front view of the artificial blood vessel of FIG. 3A in a compressed state, and FIG. 4 is a schematic front view of the artificial blood vessel of the present invention in a compressed state. It is a figure for explaining an example of the method of manufacturing. In addition, in the symbols used in the drawings, 1... artificial blood vessel tube, 2... outer peripheral part (outer peripheral surface), 3... annular projection.
Claims (1)
イブリル化しているフツ素樹脂製の人工血管にお
いて、 人工血管チユーブの外周面に、この人工血管チ
ユーブの外周に沿つた多数の環状突起が形成さ
れ、 各環状突起が、前記人工血管チユーブの周囲を
一周する間に、隣接する環状突起と少なくとも３
ケ所で交絡して一体化しており、 その交絡点が、前記人工血管チユーブの外周面
に不規則に分布しており、 前記人工血管チユーブの内径ｌ（mm）及び肉厚
ｄ（mm）、前記人工血管チユーブの長手方向に沿つ
たｌmm間隔内の前記環状突起の平均個数並びに
前記環状突起の平均半値幅（mm）の間に、 0.2l≦≦5l 0.1d≦≦10d なる関係を有することを特徴とする人工血管。 ２ 前記環状突起の平均半値幅（mm）とこの環
状突起の平均高さ（mm）とが、 0.1≦≦２ の関係を有していることを特徴とする特許請求の
範囲第１項に記載の人工血管。 ３ 前記人工血管チユーブの無負荷状態での長さ
L0と、これを長さ方向に最大圧縮した場合の長
さLpとの間に、 0.1L0≦Lp≦0.7L0 の関係を有することを特徴とする特許請求の範囲
第１項又は第２項に記載の人工血管。 ４ キンキングなしに曲げられる最小曲率半径ｒ
（mm）が1.5l（但し、ｌは前記人工血管チユーブの
内径：mm）以下であることを特徴とする特許請求
の範囲第３項に記載の人工血管。[Scope of Claims] 1. In an artificial blood vessel made of fluororesin whose blood contacting surface is fibrillated along the length of the tube, a large number of fibers along the outer circumference of the artificial blood vessel tube are provided on the outer peripheral surface of the artificial blood vessel tube. annular protrusions are formed, each annular protrusion forming at least three adjacent annular protrusions while going around the periphery of the vascular graft tube.
The intertwined points are irregularly distributed on the outer peripheral surface of the artificial blood vessel tube, and the inner diameter l (mm) and wall thickness d (mm) of the artificial blood vessel tube are The average number of annular protrusions within lmm intervals along the longitudinal direction of the artificial blood vessel tube and the average half-width (mm) of the annular protrusions have the following relationships: 0.2l≦≦5l 0.1d≦≦10d Characteristic artificial blood vessels. 2. Claim 1, characterized in that the average half width (mm) of the annular projection and the average height (mm) of the annular projection have a relationship of 0.1≦≦2. artificial blood vessels. 3 Length of the artificial blood vessel tube in an unloaded state
Claim 1, characterized in that there is a relationship of 0.1L 0 ≦L p ≦0.7L 0 between L 0 and the length L p when the L 0 is compressed to the maximum in the longitudinal direction. Or the artificial blood vessel according to item 2. 4 Minimum radius of curvature r that can be bent without kinking
The artificial blood vessel according to claim 3, characterized in that (mm) is 1.5 l or less (where l is the inner diameter of the artificial blood vessel tube: mm) or less.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60113783A JPS61293450A (en) | 1985-05-27 | 1985-05-27 | Artificial blood vessel |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60113783A JPS61293450A (en) | 1985-05-27 | 1985-05-27 | Artificial blood vessel |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61293450A JPS61293450A (en) | 1986-12-24 |
| JPH0218098B2 true JPH0218098B2 (en) | 1990-04-24 |
Family
ID=14620987
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60113783A Granted JPS61293450A (en) | 1985-05-27 | 1985-05-27 | Artificial blood vessel |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS61293450A (en) |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4332035A (en) * | 1978-11-30 | 1982-06-01 | Sumitomo Electric Industries, Ltd. | Porous structure of polytetrafluoroethylene and process for production thereof |
| EP0137605A1 (en) * | 1983-08-03 | 1985-04-17 | Shiley Incorporated | Vascular graft prosthesis |
-
1985
- 1985-05-27 JP JP60113783A patent/JPS61293450A/en active Granted
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4332035A (en) * | 1978-11-30 | 1982-06-01 | Sumitomo Electric Industries, Ltd. | Porous structure of polytetrafluoroethylene and process for production thereof |
| EP0137605A1 (en) * | 1983-08-03 | 1985-04-17 | Shiley Incorporated | Vascular graft prosthesis |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS61293450A (en) | 1986-12-24 |
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