JP2771026B2 - 医療用補綴材料 - Google Patents
医療用補綴材料Info
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Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は医療用補綴材料に関し、更に詳しくは病変、
損傷等のため切除した気管、血管あるいは心臓等の体内
組織、皮膚等の表面組織を補修、修復するための医療用
補綴材料に関する。
損傷等のため切除した気管、血管あるいは心臓等の体内
組織、皮膚等の表面組織を補修、修復するための医療用
補綴材料に関する。
医療用補綴材料としては、古くからガーゼが用いられ
創面からの浸出液を吸収し外部からの菌の侵入を防止し
ているが、創面の肉芽組織がガーゼに食い込み包帯交換
の際に肉芽組織に損傷を与える欠点があった。またポリ
エステル、弗素樹脂の糸を製織、編織して作った布状体
または管状体の医療用補綴材料もあるが、手術後の止血
に際しては血液が織り目あるいは編み目を通過して漏出
するために予め凝血によって織り目あるいは編み目を封
じる作業をする必要があった。
創面からの浸出液を吸収し外部からの菌の侵入を防止し
ているが、創面の肉芽組織がガーゼに食い込み包帯交換
の際に肉芽組織に損傷を与える欠点があった。またポリ
エステル、弗素樹脂の糸を製織、編織して作った布状体
または管状体の医療用補綴材料もあるが、手術後の止血
に際しては血液が織り目あるいは編み目を通過して漏出
するために予め凝血によって織り目あるいは編み目を封
じる作業をする必要があった。
また特表平２−501118号公報には平織／綾織を交互に
した新規な織り模様からなる織布の管状体を医療用補綴
材料として使用することによって、表面に凝血を施さな
くても、柔軟性および撓み性を有する人工血管が紹介さ
れている。
した新規な織り模様からなる織布の管状体を医療用補綴
材料として使用することによって、表面に凝血を施さな
くても、柔軟性および撓み性を有する人工血管が紹介さ
れている。
更に、喉頭ガン、気管支腫瘍等で患部を切除した後に
移植する人工気管の医療用補綴材料として特開昭57−11
5250号公報に管状人工臓器の壁面に凝固等XIII因子を固
定化したものが紹介され、体内移植後の器質化速度を高
めることによって血栓閉塞、潰瘍の形成や狭窄の危険の
ない人工臓器が形成されている。またスパイラル状ワイ
ヤーの壁面に医療用補綴材料として繊維布を使用し、呼
気吸気が洩れないようにしたシリコーン製の人工気管が
市販されているし、また有機重合体を静電的に紡糸して
成形した不織布からなる管状繊維体を用いて人工血管を
作る方法が特公昭60−43981号公報に紹介されている。
移植する人工気管の医療用補綴材料として特開昭57−11
5250号公報に管状人工臓器の壁面に凝固等XIII因子を固
定化したものが紹介され、体内移植後の器質化速度を高
めることによって血栓閉塞、潰瘍の形成や狭窄の危険の
ない人工臓器が形成されている。またスパイラル状ワイ
ヤーの壁面に医療用補綴材料として繊維布を使用し、呼
気吸気が洩れないようにしたシリコーン製の人工気管が
市販されているし、また有機重合体を静電的に紡糸して
成形した不織布からなる管状繊維体を用いて人工血管を
作る方法が特公昭60−43981号公報に紹介されている。
しかしながら、編織物、不織布からなる人工気管の医
療用補綴材料は、柔軟性を考慮した低密度品であるため
に気密性が不十分で管状体内部からの外気が医療用補綴
材料を通過して体内組織に侵入し、細菌に感染し炎症を
起こす恐れが多い。また編織物、不織布の密度を上げた
り、表面コーチングしたりして気密性、液密性を上げる
と剛直になり、いつまでたっても体内組織になじまず内
皮細胞の侵入もなく、周辺組織に障害を与えることにな
る。一方柔軟性、気密性および液密性を重視したシリコ
ーン製人工気管では、医療用補綴材料内部への肉芽組織
の食い込みが悪く、人工気管が周囲の体内組織と一体化
せず逸脱する欠点があった。
療用補綴材料は、柔軟性を考慮した低密度品であるため
に気密性が不十分で管状体内部からの外気が医療用補綴
材料を通過して体内組織に侵入し、細菌に感染し炎症を
起こす恐れが多い。また編織物、不織布の密度を上げた
り、表面コーチングしたりして気密性、液密性を上げる
と剛直になり、いつまでたっても体内組織になじまず内
皮細胞の侵入もなく、周辺組織に障害を与えることにな
る。一方柔軟性、気密性および液密性を重視したシリコ
ーン製人工気管では、医療用補綴材料内部への肉芽組織
の食い込みが悪く、人工気管が周囲の体内組織と一体化
せず逸脱する欠点があった。
更に新規な織り模様の織布や不織布からなる人工血管
も体内に移植する前は従来のものより柔軟性が改良され
て取扱いが容易になったが、体内移植後肉芽組織と癒着
すると柔軟性が失われ身体の動きに連動できず周囲の組
織と一体化せず、炎症を起こす危険があった。
も体内に移植する前は従来のものより柔軟性が改良され
て取扱いが容易になったが、体内移植後肉芽組織と癒着
すると柔軟性が失われ身体の動きに連動できず周囲の組
織と一体化せず、炎症を起こす危険があった。
本発明の目的は体内移植直後時点において、内腔保持
力を有して気密であり、体内移植後は生体組織と一体化
して癒着する柔軟性のある医療用補綴材料を提供するこ
とである。
力を有して気密であり、体内移植後は生体組織と一体化
して癒着する柔軟性のある医療用補綴材料を提供するこ
とである。
本発明は生体吸収性高分子糸と生体非吸収性高分子糸
との合糸または合撚糸からなる複合糸によって形成され
た編織物からなる医療用補綴材料において、生体吸収性
高分子糸が体内で吸収された後に残存した生体非吸収性
高分子糸が形成する編織物の平均気孔直径が少なくとも
110μｍである気孔部が編織物中に少なくとも20％存在
する医療用補綴材料である。
との合糸または合撚糸からなる複合糸によって形成され
た編織物からなる医療用補綴材料において、生体吸収性
高分子糸が体内で吸収された後に残存した生体非吸収性
高分子糸が形成する編織物の平均気孔直径が少なくとも
110μｍである気孔部が編織物中に少なくとも20％存在
する医療用補綴材料である。
更に、本発明は前記医療用補綴材料において、複合糸
または編織物の表面が蛋白質で被覆されてなる医療用補
綴材料である。
または編織物の表面が蛋白質で被覆されてなる医療用補
綴材料である。
本発明医療用補綴材料は体内に移植直後は生体吸収性
高分子糸と生体非吸収性高分子糸との合糸または合撚糸
から構成された比較的気密性、液密性が要求される編織
物からなるために細菌等の微細物質が編織物を通過する
ことは抑制される。
高分子糸と生体非吸収性高分子糸との合糸または合撚糸
から構成された比較的気密性、液密性が要求される編織
物からなるために細菌等の微細物質が編織物を通過する
ことは抑制される。
一方、体内の生体吸収性高分子糸は次第に生体内で分
解されて体内で吸収され、肉芽組織が編織物の生体非吸
収性高分子糸の糸目に食い込んで分解吸収された糸の部
分を埋めつつ生体組織ができていき、最終的には生体非
吸収性高分子糸のみからなる粗密度の編織布が生体組織
と緊密な複合体を形成するものと思われる。
解されて体内で吸収され、肉芽組織が編織物の生体非吸
収性高分子糸の糸目に食い込んで分解吸収された糸の部
分を埋めつつ生体組織ができていき、最終的には生体非
吸収性高分子糸のみからなる粗密度の編織布が生体組織
と緊密な複合体を形成するものと思われる。
以下実施例で本発明を説明する。
第１図は本発明医療用補綴材料の一例を示す織物の拡
大平面図であり、第２図は本発明医療用補綴材料を使用
して形成された人工血管の一部切欠した断面図である。
大平面図であり、第２図は本発明医療用補綴材料を使用
して形成された人工血管の一部切欠した断面図である。
図中１の白線の糸は生体非吸収性高分子糸、２の斜線
の糸は生体吸収性高分子糸、３〜６は経糸、７〜10は緯
糸、11は環状リブ、12は編物を示す。
の糸は生体吸収性高分子糸、３〜６は経糸、７〜10は緯
糸、11は環状リブ、12は編物を示す。
第１図は1/1の平織の織物からなる医療用補綴材料で
あり、経糸は生体非吸収性高分子糸１と生体吸収性高分
子糸２との合糸からなり、緯糸は生体非吸収性高分子糸
１と生体吸収性高分子糸２との合撚糸からなる。すなわ
ち、経糸３は緯糸７の上、次いで緯糸８の下、更に緯糸
９の上というように順次通って織られてなる織物であ
る。
あり、経糸は生体非吸収性高分子糸１と生体吸収性高分
子糸２との合糸からなり、緯糸は生体非吸収性高分子糸
１と生体吸収性高分子糸２との合撚糸からなる。すなわ
ち、経糸３は緯糸７の上、次いで緯糸８の下、更に緯糸
９の上というように順次通って織られてなる織物であ
る。
第１図では織物として平織で説明したが、綾織、朱子
織等の織り方でもよい。また編物は経編または緯編で、
タック編、平編、両面編、裏毛編等の編み方で管状体ま
たは平面状に編まれる。
織等の織り方でもよい。また編物は経編または緯編で、
タック編、平編、両面編、裏毛編等の編み方で管状体ま
たは平面状に編まれる。
生体吸収性高分子糸が体内で分解されて吸収された後
に残存する生体非吸収性高分子糸が形成する編織物の気
孔部の平均気孔直径は少なくとも110μｍ、好ましくは1
50〜1000μｍあるのが肉芽組織が糸間の空隙に侵入して
体内組織を速やかに形成し、医療用補綴材料を体内に固
定化するのに好ましい。
に残存する生体非吸収性高分子糸が形成する編織物の気
孔部の平均気孔直径は少なくとも110μｍ、好ましくは1
50〜1000μｍあるのが肉芽組織が糸間の空隙に侵入して
体内組織を速やかに形成し、医療用補綴材料を体内に固
定化するのに好ましい。
編織物中に生体非吸収性高分子糸が形成する平均気孔
直径が少なくとも110μｍある気孔部が少なくとも20
％、好ましくは40〜70％存在すると医療用補綴材料は体
内組織と強固に固定される。生体非吸収性高分子糸が形
成する平均気孔直径が110μｍ未満であると、肉芽組織
が繊維間に侵入するのが困難になり、繊維組織が体内で
固定化しにくくなる傾向がある。
直径が少なくとも110μｍある気孔部が少なくとも20
％、好ましくは40〜70％存在すると医療用補綴材料は体
内組織と強固に固定される。生体非吸収性高分子糸が形
成する平均気孔直径が110μｍ未満であると、肉芽組織
が繊維間に侵入するのが困難になり、繊維組織が体内で
固定化しにくくなる傾向がある。
生体吸収性高分子糸および生体非吸収性高分子糸はモ
ノフィラメントあるいはマルチフィラメントが使用さ
れ、特に仮撚加工糸は気密性および柔軟性を向上させて
好ましい。
ノフィラメントあるいはマルチフィラメントが使用さ
れ、特に仮撚加工糸は気密性および柔軟性を向上させて
好ましい。
編織物は合糸または合撚糸からなる複合糸から形成さ
れるが、生体非吸収性高分子糸と生体吸収性高分子糸の
繊維直径を変えたり、経糸間距離または緯糸間距離を変
えたり、あるいは合糸または合撚糸を構成する生体非吸
収性高分子糸と生体吸収性高分子糸の糸本数を変えたり
して前記生体非吸収性高分子糸が形成する気孔部の空隙
の大きさを調節することができる。
れるが、生体非吸収性高分子糸と生体吸収性高分子糸の
繊維直径を変えたり、経糸間距離または緯糸間距離を変
えたり、あるいは合糸または合撚糸を構成する生体非吸
収性高分子糸と生体吸収性高分子糸の糸本数を変えたり
して前記生体非吸収性高分子糸が形成する気孔部の空隙
の大きさを調節することができる。
第１図では経糸は合糸、緯糸は合撚糸からなる織物で
説明したが、編織物は経糸、緯糸とも合糸または合撚糸
からなる編物または織物でもよいし、また経糸または緯
糸のいずれか一方のみ合糸または合撚糸を使用し、他方
は生体非吸収性高分子糸を使用してなる編物または織物
でもよい。
説明したが、編織物は経糸、緯糸とも合糸または合撚糸
からなる編物または織物でもよいし、また経糸または緯
糸のいずれか一方のみ合糸または合撚糸を使用し、他方
は生体非吸収性高分子糸を使用してなる編物または織物
でもよい。
合撚糸の撚角度は繊維の断面方向に対する撚り方向の
示す角度、すなわちtanθで表すと45〜88゜好ましくは6
5〜85゜である。
示す角度、すなわちtanθで表すと45〜88゜好ましくは6
5〜85゜である。
生体非吸収性高分子糸としては、ポリエチレンテレフ
タレートのようなポリエステル、ポリプロピレン、ポリ
エチレンのようなポリオレフィン、ナイロン６、ナイロ
ン66のようなポリアミド、ポリ弗化エチレン、ポリ弗化
ビニリデン等の弗素系高分子、ポリ塩化ビニル、ポリ塩
化ビニリデン等の塩素系樹脂、ポリウレタン等からなる
糸、セルロース系の半合成繊維、天然繊維が挙げられ
る。
タレートのようなポリエステル、ポリプロピレン、ポリ
エチレンのようなポリオレフィン、ナイロン６、ナイロ
ン66のようなポリアミド、ポリ弗化エチレン、ポリ弗化
ビニリデン等の弗素系高分子、ポリ塩化ビニル、ポリ塩
化ビニリデン等の塩素系樹脂、ポリウレタン等からなる
糸、セルロース系の半合成繊維、天然繊維が挙げられ
る。
生体吸収性高分子糸としては、ポリラクチド、ポリグ
リコール酸、ポリビニルアルコール、ポリアクリルアミ
ド、ポリビニルピロリドン、ポリアミノ酸、ポリカプロ
ラクトン、ポリジオキサノンおよびこれらの共重合体、
エチレン一酸化炭素共重合体、セルロース誘導体または
その共重合体、酢酸ビニルと不飽和カルボン酸共重合体
等からなる糸が挙げられる。
リコール酸、ポリビニルアルコール、ポリアクリルアミ
ド、ポリビニルピロリドン、ポリアミノ酸、ポリカプロ
ラクトン、ポリジオキサノンおよびこれらの共重合体、
エチレン一酸化炭素共重合体、セルロース誘導体または
その共重合体、酢酸ビニルと不飽和カルボン酸共重合体
等からなる糸が挙げられる。
生体非吸収性高分子糸の単糸の繊維直径は、0.1〜100
μｍ、好ましくは1.0〜40μｍである。単糸の繊維直径
が100μｍを超えると、編織物が硬直化し体内に移植し
た際炎症を起こす傾向があり、0.1μｍ未満であると繊
維の成形が困難になる傾向がある。
μｍ、好ましくは1.0〜40μｍである。単糸の繊維直径
が100μｍを超えると、編織物が硬直化し体内に移植し
た際炎症を起こす傾向があり、0.1μｍ未満であると繊
維の成形が困難になる傾向がある。
また生体吸収性高分子糸と生体非吸収性高分子糸を糸
状態でその表面を蛋白質で被覆した後に編織物に成形し
たり、編織物の状態でその表面を蛋白質で被覆すること
によって医療用補綴材料表面での生体密着を促進し気密
性を保持することができる。
状態でその表面を蛋白質で被覆した後に編織物に成形し
たり、編織物の状態でその表面を蛋白質で被覆すること
によって医療用補綴材料表面での生体密着を促進し気密
性を保持することができる。
蛋白質としてはコラーゲン、ゼラチン、アルブミン、
フィブリノーゲン、グロブリン、フィブロネクチン等が
挙げられる。
フィブリノーゲン、グロブリン、フィブロネクチン等が
挙げられる。
編織物または糸の表面を蛋白質の被膜で覆うには、編
織物または糸を蛋白質溶液中に浸漬し、室温で水で数回
すすぎ、乾燥させて被膜を形成する。
織物または糸を蛋白質溶液中に浸漬し、室温で水で数回
すすぎ、乾燥させて被膜を形成する。
編織物の厚さは少なくとも0.1mm、好ましくは１〜10m
mである。編織物の厚さが0.1mm未満であると、耐久性が
悪くなる傾向がある。
mである。編織物の厚さが0.1mm未満であると、耐久性が
悪くなる傾向がある。
第２図は本発明医療用補綴材料を使用して形成した人
工血管であって、例えば生体非吸収性高分子糸と生体吸
収性高分子糸との編物12をラセン状に捲回して形成され
た環状リブ11を有する管状体である。
工血管であって、例えば生体非吸収性高分子糸と生体吸
収性高分子糸との編物12をラセン状に捲回して形成され
た環状リブ11を有する管状体である。
該管状体の外面はコラーゲンやゼラチンのような蛋白
質の被膜で覆われていてもよいし、また内面は抗血栓材
料の被膜で覆われていてもよい。
質の被膜で覆われていてもよいし、また内面は抗血栓材
料の被膜で覆われていてもよい。
このような人工血管を体内に組み込むと、管状体を構
成する編織物の一方の構成体である生体吸収性高分子糸
は時間の経過とともに高分子の主鎖が切断されて分解し
生体に吸収されるとともに、肉芽組織が生体非吸収性高
分子糸の空隙に食い込み、人工血管は生体組織に密着し
て固定される。そして当初気密、液密が要求されるため
密度が高く、どちらかといえば硬直化していた人工血管
も生体吸収性高分子糸の部分が生体内で吸収されること
によって柔軟性が発現し、人工血管のような異物が体内
に侵入したことによる障害も緩和され炎症を起こらな
い。
成する編織物の一方の構成体である生体吸収性高分子糸
は時間の経過とともに高分子の主鎖が切断されて分解し
生体に吸収されるとともに、肉芽組織が生体非吸収性高
分子糸の空隙に食い込み、人工血管は生体組織に密着し
て固定される。そして当初気密、液密が要求されるため
密度が高く、どちらかといえば硬直化していた人工血管
も生体吸収性高分子糸の部分が生体内で吸収されること
によって柔軟性が発現し、人工血管のような異物が体内
に侵入したことによる障害も緩和され炎症を起こらな
い。
その他に、例えば骨格が内径20〜30mm、長さ10〜50m
m、厚さ0.1mmの弗素樹脂製多孔円筒体の胴体外面および
／または内面を本発明医療用補綴材料で覆うことによっ
て人工気管が形成される。例えば生体吸収性高分子糸と
生体非吸収性高分子糸との編織物からなる管状体を人工
気管の骨格に被せることによって人工気管が形成され
る。この編織物の外部表面にコラーゲンまたはゼラチン
のような蛋白質の被膜でコートされていてもよい。
m、厚さ0.1mmの弗素樹脂製多孔円筒体の胴体外面および
／または内面を本発明医療用補綴材料で覆うことによっ
て人工気管が形成される。例えば生体吸収性高分子糸と
生体非吸収性高分子糸との編織物からなる管状体を人工
気管の骨格に被せることによって人工気管が形成され
る。この編織物の外部表面にコラーゲンまたはゼラチン
のような蛋白質の被膜でコートされていてもよい。
そして体内に移植された当初の人工気管は高密度の編
織物であるため呼気や吸気が逃げないように気密が保持
され、人工気管として有効に働くとともに液密性も良好
であるので、外部細菌が編織物を通過して細菌感染を起
こすことはない。そして次第に編織物を構成する生体吸
収性高分子糸が体内で分解して吸収されるとともに肉芽
組織が残存している生体非吸収性高分子糸の空隙に食い
込んで生体組織と密着固定され、柔軟性のある複合体を
形成する。
織物であるため呼気や吸気が逃げないように気密が保持
され、人工気管として有効に働くとともに液密性も良好
であるので、外部細菌が編織物を通過して細菌感染を起
こすことはない。そして次第に編織物を構成する生体吸
収性高分子糸が体内で分解して吸収されるとともに肉芽
組織が残存している生体非吸収性高分子糸の空隙に食い
込んで生体組織と密着固定され、柔軟性のある複合体を
形成する。
また本発明医療用補綴材料は皮膚欠損創の患者に患者
自身の皮膚細胞を使用して永久生着する培養皮膚として
使用することができる。
自身の皮膚細胞を使用して永久生着する培養皮膚として
使用することができる。
生体吸収性高分子糸と生体非吸収性高分子糸との平面
状編織物を創面に貼布すると創面からの浸出液を吸収す
るとともに、外部からの細菌の侵入を防止することがで
きる。そして編織物を構成する生体吸収性高分子糸が分
解されて生体吸収されるとともに、生体非吸収性高分子
糸の空隙に肉芽組織が食い込んで生体組織と密着固定化
された柔軟性のある人工皮膚が形成される。平面状編織
物の創面側に細菌の増殖を防止するために抗菌剤を塗布
していてもよい。
状編織物を創面に貼布すると創面からの浸出液を吸収す
るとともに、外部からの細菌の侵入を防止することがで
きる。そして編織物を構成する生体吸収性高分子糸が分
解されて生体吸収されるとともに、生体非吸収性高分子
糸の空隙に肉芽組織が食い込んで生体組織と密着固定化
された柔軟性のある人工皮膚が形成される。平面状編織
物の創面側に細菌の増殖を防止するために抗菌剤を塗布
していてもよい。
実施例１〜５ ポリエチレンテレフタレート（以下PETという）フイ
ラメント70d/36fとポリグリコール酸（以下PGAという）
フイラメント12d/6f（以下繊維Ａという）または6d/3f
（以下繊維Ｂという）マルチフイラメントを使用して合
糸し、第１図の1/1の平織の経糸として使用した。しか
る後、この合糸をＳ方向に200T/Mに合撚して合撚糸と
し、第１図の平織の緯糸として使用した。この経糸と緯
糸を使用して第１図の織物を成形する際、第１図の経糸
のPET繊維間距離Ｌを第１表に示すように変更して織物
を成形した。このようにして成形された織物の表面にコ
ラーゲン10重量％水溶液を塗布し乾燥させた後、該織物
を犬の背部皮下に埋め込み６週間経過した後の織物の埋
め込み状況を下記のように肉眼で判定した。その結果を
第１表に示す。
ラメント70d/36fとポリグリコール酸（以下PGAという）
フイラメント12d/6f（以下繊維Ａという）または6d/3f
（以下繊維Ｂという）マルチフイラメントを使用して合
糸し、第１図の1/1の平織の経糸として使用した。しか
る後、この合糸をＳ方向に200T/Mに合撚して合撚糸と
し、第１図の平織の緯糸として使用した。この経糸と緯
糸を使用して第１図の織物を成形する際、第１図の経糸
のPET繊維間距離Ｌを第１表に示すように変更して織物
を成形した。このようにして成形された織物の表面にコ
ラーゲン10重量％水溶液を塗布し乾燥させた後、該織物
を犬の背部皮下に埋め込み６週間経過した後の織物の埋
め込み状況を下記のように肉眼で判定した。その結果を
第１表に示す。
○ 織物の空隙部に肉芽組織が良好に侵入し織物が体
内組織に固定されている △ 肉芽組織は織物空隙部に侵入しているが織物は容
易に剥離する × 肉芽組織の織物空隙部への侵入が認められない 比較例１ 第１図の織物で、PET繊維のみを使用して1/1の平織の
織物を成形した。使用したPET繊維は100d/36fのマルチ
フイラメントであった。PET繊維間距離Ｌ（第１図にお
ける隣接繊維間距離）は95μｍであった。この織物を実
施例１と同様に犬の背部皮下に埋め込み、６週間経過し
た後の埋め込み状況を第１表に示す。
内組織に固定されている △ 肉芽組織は織物空隙部に侵入しているが織物は容
易に剥離する × 肉芽組織の織物空隙部への侵入が認められない 比較例１ 第１図の織物で、PET繊維のみを使用して1/1の平織の
織物を成形した。使用したPET繊維は100d/36fのマルチ
フイラメントであった。PET繊維間距離Ｌ（第１図にお
ける隣接繊維間距離）は95μｍであった。この織物を実
施例１と同様に犬の背部皮下に埋め込み、６週間経過し
た後の埋め込み状況を第１表に示す。
第１表から明らかなように、PET繊維が形成する繊維
間距離が100μｍ未満の比較例１の織物は繊維気孔部に
肉芽組織の侵入は全く認められず、繊維間距離が105μ
ｍの実施例５の織物は繊維気孔部に肉芽組織の侵入は認
められるが、織物が体内組織に固定されるには長時間を
必要とすると思われる。
間距離が100μｍ未満の比較例１の織物は繊維気孔部に
肉芽組織の侵入は全く認められず、繊維間距離が105μ
ｍの実施例５の織物は繊維気孔部に肉芽組織の侵入は認
められるが、織物が体内組織に固定されるには長時間を
必要とすると思われる。
本発明医療用補綴材料は体内または体表面に移植直後
は生体吸収性高分子糸と生体非吸収性高分子糸との編織
物からなるために、密度が高く繊維気孔部を血液、組織
細胞や細菌の通過が抑制され、例えば人工血管、人工気
管では血液の洩れによる管内閉塞や細菌感染の心配が著
しく減少する。
は生体吸収性高分子糸と生体非吸収性高分子糸との編織
物からなるために、密度が高く繊維気孔部を血液、組織
細胞や細菌の通過が抑制され、例えば人工血管、人工気
管では血液の洩れによる管内閉塞や細菌感染の心配が著
しく減少する。
そして時間が経過するにつれて、生体吸収性高分子糸
が体内で分解されて生体吸収され、代わって肉芽組織が
生体非吸収性高分子糸間の空隙に食い込み生体組織と密
着固定化されるので、医療用補綴材料が生体組織に組み
込まれた形となって安定化する。
が体内で分解されて生体吸収され、代わって肉芽組織が
生体非吸収性高分子糸間の空隙に食い込み生体組織と密
着固定化されるので、医療用補綴材料が生体組織に組み
込まれた形となって安定化する。
第１図は本発明医療用補綴材料の一例を示す織物の拡大
平面図であり、第２図は本発明医療用補綴材料を使用し
て形成された人工血管の一部切欠した断面図である。 図中１の白線の糸は生体非吸収性高分子糸、２の斜線の
糸は生体吸収性高分子糸、３〜６は経糸、７〜10は緯
糸、11は環状リブ、12は編物を示す。
平面図であり、第２図は本発明医療用補綴材料を使用し
て形成された人工血管の一部切欠した断面図である。 図中１の白線の糸は生体非吸収性高分子糸、２の斜線の
糸は生体吸収性高分子糸、３〜６は経糸、７〜10は緯
糸、11は環状リブ、12は編物を示す。
フロントページの続き (51)Int.Cl.6 識別記号 ＦＩ Ａ６１Ｌ 27/00 Ａ６１Ｌ 27/00 Ｚ Ｕ
Claims (2)
- 【請求項１】生体吸収性高分子糸と生体非吸収性高分子
糸との合糸または合撚糸からなる複合糸によって形成さ
れた編織物からなる医療用補綴材料において、生体吸収
性高分子糸が体内で吸収された後に残存した生体非吸収
性高分子糸が形成する編織物の平均気孔直径が少なくと
も110μｍである気孔部が編織物中に少なくとも20％存
在してなる医療用補綴材料。 - 【請求項２】複合糸または編織物の表面が蛋白質で被覆
されてなる請求項１記載の医療用補綴材料。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2250763A JP2771026B2 (ja) | 1990-09-20 | 1990-09-20 | 医療用補綴材料 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2250763A JP2771026B2 (ja) | 1990-09-20 | 1990-09-20 | 医療用補綴材料 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04129564A JPH04129564A (ja) | 1992-04-30 |
| JP2771026B2 true JP2771026B2 (ja) | 1998-07-02 |
Family
ID=17212680
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2250763A Expired - Fee Related JP2771026B2 (ja) | 1990-09-20 | 1990-09-20 | 医療用補綴材料 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2771026B2 (ja) |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH04250167A (ja) * | 1991-01-25 | 1992-09-07 | Nissho Corp | 医療用補綴材料 |
| DE69426414T2 (de) * | 1993-09-24 | 2001-05-03 | Takiron Co | Implantatmaterial |
| FR2968564B1 (fr) * | 2010-12-13 | 2013-06-21 | Perouse Medical | Dispositif medical destine a entrer en contact avec un tissu d'un patient et procede de fabrication associe. |
| TW202302164A (zh) * | 2021-07-06 | 2023-01-16 | 財團法人紡織產業綜合研究所 | 植入性醫材 |
-
1990
- 1990-09-20 JP JP2250763A patent/JP2771026B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH04129564A (ja) | 1992-04-30 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |