JP2815752B2 - 人工血管及びその製造方法 - Google Patents
人工血管及びその製造方法Info
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/28—Materials for coating prostheses
- A61L27/34—Macromolecular materials
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、大動脈、冠状動脈、末
梢血管などの疾患の治療に用いる人工血管に関するもの
である。
梢血管などの疾患の治療に用いる人工血管に関するもの
である。
【０００２】
【従来の技術と解決すべき課題】従来より、ポリエステ
ル繊維の織物又は編物や、延伸ポリテトラフルオロエチ
レン（以下、ＥＰＴＦＥという。）のチューブが人工血
管として用いられている。ＥＰＴＦＥチューブは、素材
であるポリテトラフルオロエチレン自体が抗血栓性に優
れる上、延伸によって得られる繊維一結節からなる多孔
質構造が生体適合性に優れるため、ポリエステルに比較
して、より小口径領域で人工血管として実用されてき
た。
ル繊維の織物又は編物や、延伸ポリテトラフルオロエチ
レン（以下、ＥＰＴＦＥという。）のチューブが人工血
管として用いられている。ＥＰＴＦＥチューブは、素材
であるポリテトラフルオロエチレン自体が抗血栓性に優
れる上、延伸によって得られる繊維一結節からなる多孔
質構造が生体適合性に優れるため、ポリエステルに比較
して、より小口径領域で人工血管として実用されてき
た。
【０００３】しかしながら、ＥＰＴＦＥでも抗血栓性が
十分であるとはいえず、内径６mm以下、特に内径４mm以
下の人工血管では十分な開存率は得られていない。そこ
でこれらを解決する方法として、従来より、材料自体
の抗血栓性を向上させる方法、人工血管を移植後に、
早期に生体組織を誘導して内膜形成を起こすことによっ
て抗血栓性を付与する方法、人工血管の内表面に、抗
血栓性に優れる血管内皮細胞を播種する方法、が検討さ
れている。
十分であるとはいえず、内径６mm以下、特に内径４mm以
下の人工血管では十分な開存率は得られていない。そこ
でこれらを解決する方法として、従来より、材料自体
の抗血栓性を向上させる方法、人工血管を移植後に、
早期に生体組織を誘導して内膜形成を起こすことによっ
て抗血栓性を付与する方法、人工血管の内表面に、抗
血栓性に優れる血管内皮細胞を播種する方法、が検討さ
れている。
【０００４】具体的には、としてはミクロ相分離構造
等の抗血栓性高分子材料や抗血栓剤固定化材料の開発が
検討されている（野一色ら、トランザクションズ・オブ
・アサイオ（ＴransＡ.Ｓ.Ａ.Ｉ.Ｏ.）,２３,２５３
（１９７７）など）。これらの抗血栓性材料は、移植直
後の血栓形成を抑制することはできるが、移植後長期を
経ると血栓を形成して閉塞に至るという問題がある。
としては、コラーゲンやフィブロネクチン等の細胞接着
性タンパクを塗布後に架橋して固定した人工血管が提案
されている［ルンドグレン（Ｃ.Ｈ.Ｌundgren）ら、Ｔr
ansＡ.Ｓ.Ａ.Ｉ.Ｏ.３２,３４６（'８６）など）］。し
かしこれらの人工血管では、タンパク類を塗布すること
によって血栓が付着しやすくなるため、移植初期の開存
率が大幅に低下してしまう。そこでこれらにさらにヘパ
リン等の抗血栓薬を複合化した人工血管も提案されてい
る（特開昭６３−４６１６９号公報）が、十分な開存性
は得られていない。また、開存している例でも、長期間
経過すると形成した内膜が肥厚したり剥離する等して開
存率が低下するため、人工血管として十分な性能を有さ
ない。としては、人工血管内面に血管内皮細胞を播種
する方法が検討されている（高木ら、人工臓器,１７,６
７９（'８８）、特開平１−１７０４６６号公報な
ど）。しかし、内皮細胞の採取、培養に長期間を要する
ために即時性に欠ける上、播種した内皮の生着、機能に
難があり、良好な開存率は得られていない。
等の抗血栓性高分子材料や抗血栓剤固定化材料の開発が
検討されている（野一色ら、トランザクションズ・オブ
・アサイオ（ＴransＡ.Ｓ.Ａ.Ｉ.Ｏ.）,２３,２５３
（１９７７）など）。これらの抗血栓性材料は、移植直
後の血栓形成を抑制することはできるが、移植後長期を
経ると血栓を形成して閉塞に至るという問題がある。
としては、コラーゲンやフィブロネクチン等の細胞接着
性タンパクを塗布後に架橋して固定した人工血管が提案
されている［ルンドグレン（Ｃ.Ｈ.Ｌundgren）ら、Ｔr
ansＡ.Ｓ.Ａ.Ｉ.Ｏ.３２,３４６（'８６）など）］。し
かしこれらの人工血管では、タンパク類を塗布すること
によって血栓が付着しやすくなるため、移植初期の開存
率が大幅に低下してしまう。そこでこれらにさらにヘパ
リン等の抗血栓薬を複合化した人工血管も提案されてい
る（特開昭６３−４６１６９号公報）が、十分な開存性
は得られていない。また、開存している例でも、長期間
経過すると形成した内膜が肥厚したり剥離する等して開
存率が低下するため、人工血管として十分な性能を有さ
ない。としては、人工血管内面に血管内皮細胞を播種
する方法が検討されている（高木ら、人工臓器,１７,６
７９（'８８）、特開平１−１７０４６６号公報な
ど）。しかし、内皮細胞の採取、培養に長期間を要する
ために即時性に欠ける上、播種した内皮の生着、機能に
難があり、良好な開存率は得られていない。
【０００５】このように、従来技術では、移植初期から
長期間にわたって良好な開存性を維持することのできる
人工血管は得られていなかった。
長期間にわたって良好な開存性を維持することのできる
人工血管は得られていなかった。
【０００６】
【課題を解決するための手段】発明者らは、人工血管を
移植した後に速やかに内膜を形成させ、かつ形成した内
膜が長期に安定に存在して良好な開存性を与え、しかも
初期の開存性にも優れる人工血管について鋭意検討した
結果、多孔質合成高分子材料として延伸テトラエトラフ
ルオロエチレンまたはポリエステル繊維の織物或いは編
物を用い、これらの材料の多孔質チューブの全表面に物
理的または化学的処理により導入した水酸基、カルボキ
シル基、エポキシ基またはアミノ基に、細胞接着及び成
長作用を有するタンパク質又はペプチド（以下、生体機
能物質という）を共有結合した人工血管は、移植初期の
開存性に優れる上、速やかに内膜が形成され、この内膜
が長期間にわたって肥厚したり剥離することなく安定に
存在し、良好な開存性を与えることを見いだし、本発明
を完成するに至った。本発明において、多孔質チューブ
の全表面とは、チューブを人工血管として移植した場合
に血流と接触する面、すなわちチューブの内側の面であ
る内表面と、外側の生体組織と接する面、すなわちチュ
ーブの外側の面である外表面と、チューブの壁を構成す
る多孔質構造の孔の内壁面の全ての表面をいう。換言す
れば、全表面は、多孔質チューブを移植する前において
チューブの材料が空気と接触している全ての表面を意味
する。
移植した後に速やかに内膜を形成させ、かつ形成した内
膜が長期に安定に存在して良好な開存性を与え、しかも
初期の開存性にも優れる人工血管について鋭意検討した
結果、多孔質合成高分子材料として延伸テトラエトラフ
ルオロエチレンまたはポリエステル繊維の織物或いは編
物を用い、これらの材料の多孔質チューブの全表面に物
理的または化学的処理により導入した水酸基、カルボキ
シル基、エポキシ基またはアミノ基に、細胞接着及び成
長作用を有するタンパク質又はペプチド（以下、生体機
能物質という）を共有結合した人工血管は、移植初期の
開存性に優れる上、速やかに内膜が形成され、この内膜
が長期間にわたって肥厚したり剥離することなく安定に
存在し、良好な開存性を与えることを見いだし、本発明
を完成するに至った。本発明において、多孔質チューブ
の全表面とは、チューブを人工血管として移植した場合
に血流と接触する面、すなわちチューブの内側の面であ
る内表面と、外側の生体組織と接する面、すなわちチュ
ーブの外側の面である外表面と、チューブの壁を構成す
る多孔質構造の孔の内壁面の全ての表面をいう。換言す
れば、全表面は、多孔質チューブを移植する前において
チューブの材料が空気と接触している全ての表面を意味
する。
【０００７】本発明において、多孔質合成高分子よりな
るチューブの全表面に、水酸基、カルボキシル基、エポ
キシ基又はアミノ基を形成する手段は、合成高分子がＥ
ＰＴＦＥにあってはグラフト重合を、ポリエステル繊維
の織物或いは編物にあってはグラフト重合または部分的
加水分解を採用する。本発明の人工血管は、このように
して形成された官能基に細胞接着及び成長作用を有する
タンパク質又はペプチドを共有結合させたものである。
るチューブの全表面に、水酸基、カルボキシル基、エポ
キシ基又はアミノ基を形成する手段は、合成高分子がＥ
ＰＴＦＥにあってはグラフト重合を、ポリエステル繊維
の織物或いは編物にあってはグラフト重合または部分的
加水分解を採用する。本発明の人工血管は、このように
して形成された官能基に細胞接着及び成長作用を有する
タンパク質又はペプチドを共有結合させたものである。
【０００８】本発明において、多孔質合成高分子材料と
してＥＰＴＦＥまたはポリエステル繊維の織物或いは編
物を用いたのは、人工血管として必要な強度を有し、か
つ生体内で分解劣化せず、しかも毒性を有さないという
点から、すでに大中口径人工血管として実績があるから
である。
してＥＰＴＦＥまたはポリエステル繊維の織物或いは編
物を用いたのは、人工血管として必要な強度を有し、か
つ生体内で分解劣化せず、しかも毒性を有さないという
点から、すでに大中口径人工血管として実績があるから
である。
【０００９】早期に内膜を形成させたり、形成した内膜
を安定に維持するためには、移植後に速やかに生体組織
や毛細血管を多孔質内に侵入させる必要があるが、この
ためには、多孔質合成高分子材料の空隙率は５０％以
上、好ましくは７０％以上であることが望ましい。同様
の理由により、多孔質の孔径は２０μm以上であること
が望ましい、特にＥＰＴＦＥの場合は延伸加工によって
形成される結節間の距離が２０〜２００μmであること
が望ましい。
を安定に維持するためには、移植後に速やかに生体組織
や毛細血管を多孔質内に侵入させる必要があるが、この
ためには、多孔質合成高分子材料の空隙率は５０％以
上、好ましくは７０％以上であることが望ましい。同様
の理由により、多孔質の孔径は２０μm以上であること
が望ましい、特にＥＰＴＦＥの場合は延伸加工によって
形成される結節間の距離が２０〜２００μmであること
が望ましい。
【００１０】本発明において、さらに人工血管内で血流
が接する内表面における孔部分の合計面積を除く面積
が、該内表面の面積に対して１５〜８０％、好ましくは
２５〜５５％であることが望ましい。この面積比率は、
走査電子顕微鏡観察によりチューブの内表面を観察する
ことによって決定する。タンパク質またはペプチドはチ
ューブの材料表面にのみ共有結合により固定されるの
で、チューブ内表面における合成高分子材料の占める面
積比率が高すぎると、固定したタンパク又はペプチドと
血液の接触面積が大きくなり、血栓形成性が高くなるた
め初期開存率が低下する。一方、合成高分子材料が占め
る面積比率が低すぎると、固定したタンパク又はペプチ
ドの量が少なくなり内膜形成促進効果を十分に得ること
が出来ない。
が接する内表面における孔部分の合計面積を除く面積
が、該内表面の面積に対して１５〜８０％、好ましくは
２５〜５５％であることが望ましい。この面積比率は、
走査電子顕微鏡観察によりチューブの内表面を観察する
ことによって決定する。タンパク質またはペプチドはチ
ューブの材料表面にのみ共有結合により固定されるの
で、チューブ内表面における合成高分子材料の占める面
積比率が高すぎると、固定したタンパク又はペプチドと
血液の接触面積が大きくなり、血栓形成性が高くなるた
め初期開存率が低下する。一方、合成高分子材料が占め
る面積比率が低すぎると、固定したタンパク又はペプチ
ドの量が少なくなり内膜形成促進効果を十分に得ること
が出来ない。
【００１１】チューブ材料の全表面に官能基を導入する
方法としては、チューブ材料がポリエステルの場合は、
化学処理による方法、γ線や電子線などの放射線放射や
コロナ放電、グロー放電処理などの物理的処理による方
法が挙げられ、それぞれの高分子材料に適した方法で処
理をおこなえばよい。例えば、ポリエステルの一例であ
るポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）では、紫外線
照射やコロナ放電処理によるグラフト重合によって水酸
基、カルボキシル基、エポキシ基、アミノ基を形成する
ことができる。
方法としては、チューブ材料がポリエステルの場合は、
化学処理による方法、γ線や電子線などの放射線放射や
コロナ放電、グロー放電処理などの物理的処理による方
法が挙げられ、それぞれの高分子材料に適した方法で処
理をおこなえばよい。例えば、ポリエステルの一例であ
るポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）では、紫外線
照射やコロナ放電処理によるグラフト重合によって水酸
基、カルボキシル基、エポキシ基、アミノ基を形成する
ことができる。
【００１２】ＥＰＴＦＥの場合は、アルカリ金属化合物
を用いて脱フッ素化した後に、分子内にカルボキシル
基、水酸基、アミノ基、エポキシ基等を有する化合物を
付加させてこれらの官能基を導入することができる。
を用いて脱フッ素化した後に、分子内にカルボキシル
基、水酸基、アミノ基、エポキシ基等を有する化合物を
付加させてこれらの官能基を導入することができる。
【００１３】アルカリ金属化合物としては、例えばメチ
ルリチウム、n−ブチルリチウム、t−ブチルリチウム、
ナトリウム−ナフタレン、ナフタレン−ベンゾフェノ
ン、ビニルリチウムなどが挙げられ、これらを溶液とし
て使用する。ナトリウム−ナフタレン、ナトリウム−ベ
ンゾフェノンは、処理によってＥＰＴＦＥ表面に黒褐色
の層を形成する上、ＥＰＴＦＥの多孔質内部まで均一に
処理することが困難であるので、本発明の人工血管を作
製するためには、メチルリチウム、n−ブチルリチウ
ム、t−ブチルリチウムを用いることが望ましい。メチ
ルリチウム、n−ブチルリチウム、t−ブチルリチウム
は、これ自体ではフッ素を引き抜く作用が弱いので、キ
レート試薬、例えばヘキサメチルホスホリックトリアミ
ドや、Ｎ,Ｎ,Ｎ,Ｎ−テトラメチルエチレンジアミン等
を添加することが必要である。
ルリチウム、n−ブチルリチウム、t−ブチルリチウム、
ナトリウム−ナフタレン、ナフタレン−ベンゾフェノ
ン、ビニルリチウムなどが挙げられ、これらを溶液とし
て使用する。ナトリウム−ナフタレン、ナトリウム−ベ
ンゾフェノンは、処理によってＥＰＴＦＥ表面に黒褐色
の層を形成する上、ＥＰＴＦＥの多孔質内部まで均一に
処理することが困難であるので、本発明の人工血管を作
製するためには、メチルリチウム、n−ブチルリチウ
ム、t−ブチルリチウムを用いることが望ましい。メチ
ルリチウム、n−ブチルリチウム、t−ブチルリチウム
は、これ自体ではフッ素を引き抜く作用が弱いので、キ
レート試薬、例えばヘキサメチルホスホリックトリアミ
ドや、Ｎ,Ｎ,Ｎ,Ｎ−テトラメチルエチレンジアミン等
を添加することが必要である。
【００１４】分子内に水酸基、カルボキシル基、エポキ
シ基又はアミノ基を含有する物質としては、グリセロー
ル（メタ）アクリレート、２−ヒドロキシエチル（メ
タ）アクリレート、２−ヒドロキシプロピル（メタ）ア
クリレート、ポリエチレングリコール（メタ）アクリレ
ート、グリシジル（メタ）アクリレート、（メタ）アク
リル酸、アリルアミン、２−アミノエチル（メタ）アク
リレート、アクリルアミド等があげられる。また、無水
マレイン酸等の酸無水物を付加し、その後に加水分解し
てもよい。
シ基又はアミノ基を含有する物質としては、グリセロー
ル（メタ）アクリレート、２−ヒドロキシエチル（メ
タ）アクリレート、２−ヒドロキシプロピル（メタ）ア
クリレート、ポリエチレングリコール（メタ）アクリレ
ート、グリシジル（メタ）アクリレート、（メタ）アク
リル酸、アリルアミン、２−アミノエチル（メタ）アク
リレート、アクリルアミド等があげられる。また、無水
マレイン酸等の酸無水物を付加し、その後に加水分解し
てもよい。
【００１５】より具体的には、例えば窒素雰囲気下にＥ
ＰＴＦＥチューブをメチルリチウムのジエチルエーテル
溶液に浸漬しておき、ここにヘキサメチルホスホリック
トリアミドを添加して０℃で３０分間放置してＥＰＴＦ
Ｅのフッ素原子を引き抜いた後、反応溶液を除去し、こ
こにアクリル酸のテトラヒドロフラン溶液を加えて６０
℃で１０時間反応させる。反応後に余剰のアクリル酸ま
たはその重合体を洗浄除去して、アクリル酸のグラフト
体を得ることができる。
ＰＴＦＥチューブをメチルリチウムのジエチルエーテル
溶液に浸漬しておき、ここにヘキサメチルホスホリック
トリアミドを添加して０℃で３０分間放置してＥＰＴＦ
Ｅのフッ素原子を引き抜いた後、反応溶液を除去し、こ
こにアクリル酸のテトラヒドロフラン溶液を加えて６０
℃で１０時間反応させる。反応後に余剰のアクリル酸ま
たはその重合体を洗浄除去して、アクリル酸のグラフト
体を得ることができる。
【００１６】しかしながら、ＥＰＴＦＥにこれらの官能
基を導入するために、γ線や電子線などの放射線照射や
グロー放電を用いると、ＥＰＴＦＥの結晶内部深くまで
ＰＴＦＥが分解されるのでＰＴＦＥの分子量が低下し、
強度が著しく低下するため、人工血管としての実用に供
するのは難しい［モレル（Ｇ.Ｍorel）ら、ジャーナル
・オブ・アプライド・ポリマー・サイエンス（Ｊ.Ａpp
l.Ｐolym.Ｓci.）２４,７７１（１９７９）］。また、
グロー放電処理ではＥＰＴＦＥの多孔質内部まで処理を
施すことが難しく、チューブの外面または内腔面のみし
か処理することができないので、ＥＰＴＦＥの多孔質壁
内にタンパク類を固定することが難しく、壁内の組織
化、毛細血管の侵入を促進させることが出来ない。
基を導入するために、γ線や電子線などの放射線照射や
グロー放電を用いると、ＥＰＴＦＥの結晶内部深くまで
ＰＴＦＥが分解されるのでＰＴＦＥの分子量が低下し、
強度が著しく低下するため、人工血管としての実用に供
するのは難しい［モレル（Ｇ.Ｍorel）ら、ジャーナル
・オブ・アプライド・ポリマー・サイエンス（Ｊ.Ａpp
l.Ｐolym.Ｓci.）２４,７７１（１９７９）］。また、
グロー放電処理ではＥＰＴＦＥの多孔質内部まで処理を
施すことが難しく、チューブの外面または内腔面のみし
か処理することができないので、ＥＰＴＦＥの多孔質壁
内にタンパク類を固定することが難しく、壁内の組織
化、毛細血管の侵入を促進させることが出来ない。
【００１７】これに対し、アルカリ金属処理によれば、
ＥＰＴＦＥの多孔質の孔の内壁表面まで均一に、しかも
ＥＰＴＦＥの結晶内部深くまでＰＴＦＥを分解すること
なく、表面から約数百オングストロームの深さだけが処
理されるため、強度の低下はなく、しかも多孔質チュー
ブの内表面、外表面および多孔質の孔の内壁表面の全表
面にタンパク質又はペプチドを固定することができる。
したがって本発明による複合化人工血管を作製するため
に、アルカリ金属化合物で処理することが望ましい。
ＥＰＴＦＥの多孔質の孔の内壁表面まで均一に、しかも
ＥＰＴＦＥの結晶内部深くまでＰＴＦＥを分解すること
なく、表面から約数百オングストロームの深さだけが処
理されるため、強度の低下はなく、しかも多孔質チュー
ブの内表面、外表面および多孔質の孔の内壁表面の全表
面にタンパク質又はペプチドを固定することができる。
したがって本発明による複合化人工血管を作製するため
に、アルカリ金属化合物で処理することが望ましい。
【００１８】タンパク質やペプチドを固定する結合方法
は、各々の物質に適した方法を選択すればよく、好まし
くは固定することによって生体組織誘導作用を失うこと
がなく、しかも内膜が形成するまでの時間分解せずに存
在する結合を選択して固定すればよい。例えば、水酸
基、カルボキシル基及びアミノ基に対しては脱水縮合に
より、エポキシ基に対しては付加反応により共有結合を
形成する。水酸基に対しては、そのままカルボジイミド
を触媒として脱水縮合により結合させても良いし、水酸
基に例えばトリフルオロメタンスルホニル基等の脱離基
を導入して反応性を上げておいてからタンパク質のアミ
ノ基と反応させても良い。また、カルボキシル基に対し
ては、そのままカルボジイミド等の脱水縮合触媒を用い
て結合しても良いし、Ｎ−ヒドロキシコハク酸イミドを
反応させて活性エステルを導入して反応性をあげておい
てからタンパク質のアミノ酸と反応させても良い。
は、各々の物質に適した方法を選択すればよく、好まし
くは固定することによって生体組織誘導作用を失うこと
がなく、しかも内膜が形成するまでの時間分解せずに存
在する結合を選択して固定すればよい。例えば、水酸
基、カルボキシル基及びアミノ基に対しては脱水縮合に
より、エポキシ基に対しては付加反応により共有結合を
形成する。水酸基に対しては、そのままカルボジイミド
を触媒として脱水縮合により結合させても良いし、水酸
基に例えばトリフルオロメタンスルホニル基等の脱離基
を導入して反応性を上げておいてからタンパク質のアミ
ノ基と反応させても良い。また、カルボキシル基に対し
ては、そのままカルボジイミド等の脱水縮合触媒を用い
て結合しても良いし、Ｎ−ヒドロキシコハク酸イミドを
反応させて活性エステルを導入して反応性をあげておい
てからタンパク質のアミノ酸と反応させても良い。
【００１９】従来のように塗布、架橋処理した表面は、
数μm以上の凹凸が形成され、また多孔質合成高分子材
料の表面を完全に被覆することは困難であるが、本発明
によって固定したものは、表面の凹凸は５０nm以下であ
り、しかも多孔質チューブの全表面が完全に被覆され
る。
数μm以上の凹凸が形成され、また多孔質合成高分子材
料の表面を完全に被覆することは困難であるが、本発明
によって固定したものは、表面の凹凸は５０nm以下であ
り、しかも多孔質チューブの全表面が完全に被覆され
る。
【００２０】複合化するタンパクとしては、細胞接着性
タンパクや、内皮細胞成長因子、血管成長因子をあげる
ことができるが、中でもコラーゲン、ゼラチン、アルブ
ミン、ラミニン、フィブロネクチンがすぐれている。
タンパクや、内皮細胞成長因子、血管成長因子をあげる
ことができるが、中でもコラーゲン、ゼラチン、アルブ
ミン、ラミニン、フィブロネクチンがすぐれている。
【００２１】
【作用】従来の塗布・架橋型の複合化人工血管では、タ
ンパク質やペプチドが多孔質高分子と共有結合されてい
ないためハンドリングや血流によって剥離しやすい上、
材料表面、特に孔の内壁表面の塗布量の均一性に欠け、
部分的に被覆されない部分があったり、逆に厚く被覆さ
れすぎる部分が生じてしまったり、タンパク質の凝集塊
が付着するなどの欠点がある。このため剥離や塗布によ
って生じる内表面の凹凸によって血液レオロジー的に血
栓が形成されやすく、初期開存率が低い上、形成した内
膜の安定性が悪く、長期にわたって良好な開存性を得る
ことはできなかった。
ンパク質やペプチドが多孔質高分子と共有結合されてい
ないためハンドリングや血流によって剥離しやすい上、
材料表面、特に孔の内壁表面の塗布量の均一性に欠け、
部分的に被覆されない部分があったり、逆に厚く被覆さ
れすぎる部分が生じてしまったり、タンパク質の凝集塊
が付着するなどの欠点がある。このため剥離や塗布によ
って生じる内表面の凹凸によって血液レオロジー的に血
栓が形成されやすく、初期開存率が低い上、形成した内
膜の安定性が悪く、長期にわたって良好な開存性を得る
ことはできなかった。
【００２２】本発明の複合化人工血管は、多孔質合成高
分子材料、特に望ましくはＥＰＴＦＥの全表面に、細胞
接着や細胞増殖作用を有するタンパク質、ペプチドを化
学的に固定したものであり、全表面にわたって約サブミ
クロンの厚さで、共有結合によって強固に被覆されてい
る。複合化された表面の凹凸は５０nm以下であり、実質
的に多孔質合成高分子の形状を変化させることなく、全
表面に組織誘導作用を付与することができる。また、多
孔質高分子の表面だけに薄く複合化されるため、複合化
によって多孔質の物理的形状が変化することがないの
で、合成高分子材料の多孔質構造によって、タンパク
質、ペプチドの固定化面積や量を制御することができ
る。
分子材料、特に望ましくはＥＰＴＦＥの全表面に、細胞
接着や細胞増殖作用を有するタンパク質、ペプチドを化
学的に固定したものであり、全表面にわたって約サブミ
クロンの厚さで、共有結合によって強固に被覆されてい
る。複合化された表面の凹凸は５０nm以下であり、実質
的に多孔質合成高分子の形状を変化させることなく、全
表面に組織誘導作用を付与することができる。また、多
孔質高分子の表面だけに薄く複合化されるため、複合化
によって多孔質の物理的形状が変化することがないの
で、合成高分子材料の多孔質構造によって、タンパク
質、ペプチドの固定化面積や量を制御することができ
る。
【００２３】このように本発明の複合化人工血管は、タ
ンパク質やペプチドが共有結合によって高分子材料に強
固に固定されているため、手術時のハンドリング等によ
ってタンパク質やペプチドが剥離することがない。ま
た、表面の凹凸は５０nm以下と微小であり、複合化によ
って生じる凹凸によって血液レオロジー的に血栓が誘発
されることがなく、移植直後の開存率が低下しない。ま
た本複合化人工血管では生体組織誘導性物質が多孔質合
成高分子材料の全表面に薄く複合化されているので、多
孔質の孔内の空隙がタンパク質又はペプチドによって塞
がれることがない。したがって、合成高分子材料の多孔
質構造を変化させることにより、タンパク質又はペプチ
ドの被覆面積や複合化量を制御でき、この結果タンパク
質類と血液の接触面積を変化させることができるので、
複合化による血栓形成と、内膜化促進効果の両方のバラ
ンスをとりながら複合化構造を制御することができる。
ンパク質やペプチドが共有結合によって高分子材料に強
固に固定されているため、手術時のハンドリング等によ
ってタンパク質やペプチドが剥離することがない。ま
た、表面の凹凸は５０nm以下と微小であり、複合化によ
って生じる凹凸によって血液レオロジー的に血栓が誘発
されることがなく、移植直後の開存率が低下しない。ま
た本複合化人工血管では生体組織誘導性物質が多孔質合
成高分子材料の全表面に薄く複合化されているので、多
孔質の孔内の空隙がタンパク質又はペプチドによって塞
がれることがない。したがって、合成高分子材料の多孔
質構造を変化させることにより、タンパク質又はペプチ
ドの被覆面積や複合化量を制御でき、この結果タンパク
質類と血液の接触面積を変化させることができるので、
複合化による血栓形成と、内膜化促進効果の両方のバラ
ンスをとりながら複合化構造を制御することができる。
【００２４】さらに、本発明による複合化人工血管は、
多孔質チューブの全表面にわたって生体組織誘導性物質
が複合化されているので、高空隙率の多孔質構造との相
乗作用によって、人工血管壁外から速やかに生体組織成
分が侵入し、併せて吻合部からの内膜の伸展が非常に速
やかに進行する。また、共有結合によって強固かつ均一
に固定されているため、形成した内膜が剥離することな
く長期間にわたって安定に存在することができる。
多孔質チューブの全表面にわたって生体組織誘導性物質
が複合化されているので、高空隙率の多孔質構造との相
乗作用によって、人工血管壁外から速やかに生体組織成
分が侵入し、併せて吻合部からの内膜の伸展が非常に速
やかに進行する。また、共有結合によって強固かつ均一
に固定されているため、形成した内膜が剥離することな
く長期間にわたって安定に存在することができる。
【００２５】
【実施例】実施例１ 平均結節間距離３０μm、空隙率７２％、内表面に占め
る樹脂部分の面積の比率４５％、内径１.５mm、外径２.
５mm、長さ１０mmのＥＰＴＦＥチューブを、０℃で窒素
雰囲気下にメチルリチウムのエーテル溶液（１.４Ｍ）
２０mlとヘキサメチルホスホリックトリアミド２mlの混
合溶液に３０分間浸漬した後、溶液だけを除去し、アク
リル酸１gのテトラヒドロフラン２０ml中溶液を加え、
６０℃で１０時間反応させた。
る樹脂部分の面積の比率４５％、内径１.５mm、外径２.
５mm、長さ１０mmのＥＰＴＦＥチューブを、０℃で窒素
雰囲気下にメチルリチウムのエーテル溶液（１.４Ｍ）
２０mlとヘキサメチルホスホリックトリアミド２mlの混
合溶液に３０分間浸漬した後、溶液だけを除去し、アク
リル酸１gのテトラヒドロフラン２０ml中溶液を加え、
６０℃で１０時間反応させた。
【００２６】この後、未反応のアクリル酸や重合したア
クリル酸を洗浄除去し、アクリル酸グラフト体を得た。
アクリル酸のグラフト量はチューブ１cmにあたり４５μ
gであった。
クリル酸を洗浄除去し、アクリル酸グラフト体を得た。
アクリル酸のグラフト量はチューブ１cmにあたり４５μ
gであった。
【００２７】次に０.３％酸可溶化アテロコラーゲン
（新田ゼラチンセルマトリックスＩ−Ｐ）を熱変性させ
た０.３％ゼラチン化アテロコラーゲン（以下、ＧＡＣ
という。）、及び０.３％１−エチル−３−（３−ジメ
チルアミノプロピル）カルボジイミドの水溶液を１Ｎ塩
酸でpＨ１.５に調整し、ここに先に作製したアクリル酸
グラフト化ＥＰＴＦＥチューブを２４時間浸漬し、この
後水洗して、ＧＡＣ結合ＥＰＴＦＥを得た。ニンヒドリ
ン法によって定量したところ、結合しているＧＡＣはチ
ューブ１cmあたり５５μgであった。
（新田ゼラチンセルマトリックスＩ−Ｐ）を熱変性させ
た０.３％ゼラチン化アテロコラーゲン（以下、ＧＡＣ
という。）、及び０.３％１−エチル−３−（３−ジメ
チルアミノプロピル）カルボジイミドの水溶液を１Ｎ塩
酸でpＨ１.５に調整し、ここに先に作製したアクリル酸
グラフト化ＥＰＴＦＥチューブを２４時間浸漬し、この
後水洗して、ＧＡＣ結合ＥＰＴＦＥを得た。ニンヒドリ
ン法によって定量したところ、結合しているＧＡＣはチ
ューブ１cmあたり５５μgであった。
【００２８】このチューブの内表面を走査電子顕微鏡で
観察したところ、ＥＰＴＦＥの繊維一結節による微細構
造が完全に保たれており、複合化された表面の凹凸は１
０nm以下で、塗布複合の際に見られたような大きな凹凸
は認められなかった。また、曲げ等のハンドリングによ
って複合化したＧＡＣが剥離することはなかった。この
人工血管の引張強度は３.２kg、スーチャー強度（チュ
ーブ端より３mmのところに０.２mmφの針金を通して引
っ張った時に引き裂きの起きる荷重。）は１４２gと、
それぞれ未処理のＥＰＴＦＥ人工血管の３.３kg、１５
０gと比較して殆ど低下しておらず、人工血管としての
実用上十分な強度を有していた。
観察したところ、ＥＰＴＦＥの繊維一結節による微細構
造が完全に保たれており、複合化された表面の凹凸は１
０nm以下で、塗布複合の際に見られたような大きな凹凸
は認められなかった。また、曲げ等のハンドリングによ
って複合化したＧＡＣが剥離することはなかった。この
人工血管の引張強度は３.２kg、スーチャー強度（チュ
ーブ端より３mmのところに０.２mmφの針金を通して引
っ張った時に引き裂きの起きる荷重。）は１４２gと、
それぞれ未処理のＥＰＴＦＥ人工血管の３.３kg、１５
０gと比較して殆ど低下しておらず、人工血管としての
実用上十分な強度を有していた。
【００２９】このチューブ６本を１本ずつラットの腹部
大動脈に移植した。３週間後、人工血管の多孔質壁内は
線維芽細胞等の生体組織成分により満たされていた。ま
た内表面の内皮被覆率は１００％で、開存率は１００％
であった。１年経過後も開存率は低下せず、１００％の
開存率が維持され、内表面に形成した内皮は安定で、血
栓等の付着も認められなかった。
大動脈に移植した。３週間後、人工血管の多孔質壁内は
線維芽細胞等の生体組織成分により満たされていた。ま
た内表面の内皮被覆率は１００％で、開存率は１００％
であった。１年経過後も開存率は低下せず、１００％の
開存率が維持され、内表面に形成した内皮は安定で、血
栓等の付着も認められなかった。
【００３０】実施例２ 平均結節間距離３０μm、空隙率７２％、内表面に占め
る樹脂部分の面積の比率４５％、内径２.０mm、外径３.
０mm、長さ２０mmのＥＰＴＦＥチューブを、０℃で窒素
雰囲気下にメチルリチウムのエーテル溶液（１.４Ｍ）
２０mlとヘキサメチルホスホリックトリアミド２mlの混
合溶液に３０分間浸漬した後、溶液だけを除去し、アク
リル酸１gのテトラヒドロフラン２０ml中溶液を加え、
６０℃で１０時間反応させた。この後、未反応のアクリ
ル酸や重合したアクリル酸を洗浄除去し、アクリル酸グ
ラフト体を得た。アクリル酸のグラフト量はチューブ１
cmあたり４５μgであった。
る樹脂部分の面積の比率４５％、内径２.０mm、外径３.
０mm、長さ２０mmのＥＰＴＦＥチューブを、０℃で窒素
雰囲気下にメチルリチウムのエーテル溶液（１.４Ｍ）
２０mlとヘキサメチルホスホリックトリアミド２mlの混
合溶液に３０分間浸漬した後、溶液だけを除去し、アク
リル酸１gのテトラヒドロフラン２０ml中溶液を加え、
６０℃で１０時間反応させた。この後、未反応のアクリ
ル酸や重合したアクリル酸を洗浄除去し、アクリル酸グ
ラフト体を得た。アクリル酸のグラフト量はチューブ１
cmあたり４５μgであった。
【００３１】次に、０.３％酸可溶化アテロコラーゲン
（新田ゼラチンセルマトリックスＩ−Ｐ）を熱変性させ
た０.３％ゼラチン化アテロコラーゲン（ＧＡＣ）、及
び０.３％１−エチル−３−（３−ジメチルアミノプロ
ピル）カルボジイミドの水溶液を１Ｎ塩酸でpＨ１.５に
調整し、これに先に作製したアクリル酸グラフト化ＥＰ
ＴＦＥチューブを２４時間浸漬し、この後水洗して、Ｇ
ＡＣ結合ＥＰＴＦＥを得た。ニンヒドリン法によって定
量したところ、結合しているＧＡＣはチューブ１cmあた
り５５μgであった。
（新田ゼラチンセルマトリックスＩ−Ｐ）を熱変性させ
た０.３％ゼラチン化アテロコラーゲン（ＧＡＣ）、及
び０.３％１−エチル−３−（３−ジメチルアミノプロ
ピル）カルボジイミドの水溶液を１Ｎ塩酸でpＨ１.５に
調整し、これに先に作製したアクリル酸グラフト化ＥＰ
ＴＦＥチューブを２４時間浸漬し、この後水洗して、Ｇ
ＡＣ結合ＥＰＴＦＥを得た。ニンヒドリン法によって定
量したところ、結合しているＧＡＣはチューブ１cmあた
り５５μgであった。
【００３２】このチューブの内表面を走査電子顕微鏡で
観察したところ、ＥＰＴＦＥの繊維一結節による微細構
造が完全に保たれており、複合化された表面の凹凸は１
０nm以下で、塗布複合の際に見られたような大きな凹凸
は認められなかった。また、曲げ等のハンドリングによ
って複合化したＧＡＣが剥離することはなかった。
観察したところ、ＥＰＴＦＥの繊維一結節による微細構
造が完全に保たれており、複合化された表面の凹凸は１
０nm以下で、塗布複合の際に見られたような大きな凹凸
は認められなかった。また、曲げ等のハンドリングによ
って複合化したＧＡＣが剥離することはなかった。
【００３３】このチューブ６本を１本ずつウサギの頸動
脈に移植した。４週後、人工血管の多孔質壁内は線維芽
細胞等の生体組織成分により満たされていた。また内表
面の内皮被覆率は９５％で、開存率は１００％であっ
た。１年経過後も開存率は低下せず、１００％の開存率
が維持され、形成した内皮は安定で、血栓等の付着も認
められなかった。
脈に移植した。４週後、人工血管の多孔質壁内は線維芽
細胞等の生体組織成分により満たされていた。また内表
面の内皮被覆率は９５％で、開存率は１００％であっ
た。１年経過後も開存率は低下せず、１００％の開存率
が維持され、形成した内皮は安定で、血栓等の付着も認
められなかった。
【００３４】実施例３ 実施例２と同じＥＰＴＦＥチューブに、同様の方法によ
り２−ヒドロキシエチルアクリレートをグラフト化し
た。グラフト化量はチューブ１cmあたり６５μgであっ
た。このチューブを、２,２,２−トリフルオロエタンス
ルホン酸１mlとトリエチルアミン１mlのジエチルエーテ
ル２０ml溶液に浸漬し、室温で４時間反応させて水酸基
に２,２,２−トリフルオロエタンスルホニル基を導入し
た。
り２−ヒドロキシエチルアクリレートをグラフト化し
た。グラフト化量はチューブ１cmあたり６５μgであっ
た。このチューブを、２,２,２−トリフルオロエタンス
ルホン酸１mlとトリエチルアミン１mlのジエチルエーテ
ル２０ml溶液に浸漬し、室温で４時間反応させて水酸基
に２,２,２−トリフルオロエタンスルホニル基を導入し
た。
【００３５】次にフィブロネクチン（牛血漿由来、日本
ハム製）５mgを炭酸ナトリウム緩衝液（pＨ＝７）２０m
lに溶解し、これに先に作製したチューブを２４時間浸
漬し、この後水洗して、フィブロネクチン結合ＥＰＴＦ
Ｅを得た。ニンヒドリン法によって定量したところ、結
合しているフィブロネクチンはチューブ１cmあたり４０
μgであった。
ハム製）５mgを炭酸ナトリウム緩衝液（pＨ＝７）２０m
lに溶解し、これに先に作製したチューブを２４時間浸
漬し、この後水洗して、フィブロネクチン結合ＥＰＴＦ
Ｅを得た。ニンヒドリン法によって定量したところ、結
合しているフィブロネクチンはチューブ１cmあたり４０
μgであった。
【００３６】このチューブの内表面を走査電子顕微鏡で
観察したところ、ＥＰＴＦＥの繊維一結節による微細構
造が完全に保たれており、複合化された表面の凹凸は１
０nm以下で、塗布複合の際に見られたような大きな凹凸
は認められなかった。また、曲げ等のハンドリングによ
って複合化したＧＡＣが剥離することはなかった。
観察したところ、ＥＰＴＦＥの繊維一結節による微細構
造が完全に保たれており、複合化された表面の凹凸は１
０nm以下で、塗布複合の際に見られたような大きな凹凸
は認められなかった。また、曲げ等のハンドリングによ
って複合化したＧＡＣが剥離することはなかった。
【００３７】このチューブ６本を１本ずつウサギの頸動
脈に移植した。４週後、人工血管の多孔質壁内は線維芽
細胞等の生体組織成分により満たされていた。また、内
表面の内皮被覆率は８５％で、開存率は８３％（５／
６）であった。１年経過後も開存率はあまり低下せず、
開存率８３％であり、内表面に形成した内皮は安定で、
血栓等の付着も認められなかった。
脈に移植した。４週後、人工血管の多孔質壁内は線維芽
細胞等の生体組織成分により満たされていた。また、内
表面の内皮被覆率は８５％で、開存率は８３％（５／
６）であった。１年経過後も開存率はあまり低下せず、
開存率８３％であり、内表面に形成した内皮は安定で、
血栓等の付着も認められなかった。
【００３８】
【００３９】
【００４０】
【００４１】比較例１ 実施例１と同じＥＰＴＦＥチューブを６本を１本ずつラ
ットの腹部大動脈に移植した。３週後、開存率は１００
％であったが、人工血管の多孔質壁内に線維芽細胞等の
生体組織成分はほとんど侵入しておらず、内表面の内皮
被覆率は５０％と低かった。１年経過後、開存率は６７
％に低下しており、開存例においても部分的に狭窄が起
きていた。
ットの腹部大動脈に移植した。３週後、開存率は１００
％であったが、人工血管の多孔質壁内に線維芽細胞等の
生体組織成分はほとんど侵入しておらず、内表面の内皮
被覆率は５０％と低かった。１年経過後、開存率は６７
％に低下しており、開存例においても部分的に狭窄が起
きていた。
【００４２】比較例２ 実施例１と同じＥＰＴＦＥチューブの内表面側から、実
施例１と同じ０.３％ＧＡＣ溶液を真空注入し、グルタ
ールアルデヒドで架橋後、乾燥した。ＧＡＣの複合化量
は０.２mg／cmであった。この複合化人工血管の内表面
を走査電子顕微鏡で観察したところ、複合化したＧＡＣ
はＥＰＴＦＥの繊維間にも部分的に膜を形成し、その表
面には０.５〜１μmの凹凸が形成されていた。また、部
分的にＧＡＣが塗布されていない部分があった。この複
合化人工血管に曲率半径５mm以下の曲げを繰り返すと、
容易にＧＡＣが剥離した。
施例１と同じ０.３％ＧＡＣ溶液を真空注入し、グルタ
ールアルデヒドで架橋後、乾燥した。ＧＡＣの複合化量
は０.２mg／cmであった。この複合化人工血管の内表面
を走査電子顕微鏡で観察したところ、複合化したＧＡＣ
はＥＰＴＦＥの繊維間にも部分的に膜を形成し、その表
面には０.５〜１μmの凹凸が形成されていた。また、部
分的にＧＡＣが塗布されていない部分があった。この複
合化人工血管に曲率半径５mm以下の曲げを繰り返すと、
容易にＧＡＣが剥離した。
【００４３】この複合化人工血管６本を１本ずつラット
の腹部大動脈に移植した。３週後、開存率は６７％に低
下しており、開存例での内皮被覆率は８５％であった。
１年経過後、開存率は３３％に低下しており、開存例に
おいても形成した内膜がはがれ、部分的に狭窄が起きて
いた。
の腹部大動脈に移植した。３週後、開存率は６７％に低
下しており、開存例での内皮被覆率は８５％であった。
１年経過後、開存率は３３％に低下しており、開存例に
おいても形成した内膜がはがれ、部分的に狭窄が起きて
いた。
【００４４】比較例３ 実施例２と同じＥＰＴＦＥチューブを６本を１本ずつウ
サギの頸動脈に移植した。４週後、開存率は１００％で
あったが、人工血管の多孔質壁内には線維芽細胞等の生
体組織成分はほとんど侵入しておらず、内腔面の内皮被
覆率は５０％と低かった。１年経過後、開存率は３３％
に低下しており、開存例においても部分的に狭窄が起き
ていた。
サギの頸動脈に移植した。４週後、開存率は１００％で
あったが、人工血管の多孔質壁内には線維芽細胞等の生
体組織成分はほとんど侵入しておらず、内腔面の内皮被
覆率は５０％と低かった。１年経過後、開存率は３３％
に低下しており、開存例においても部分的に狭窄が起き
ていた。
【００４５】比較例４ 実施例２と同じＥＰＴＦＥチューブの内側から、実施例
１と同じ０.３％ＧＡＣ溶液を真空注入し、グルタール
アルデヒドで架橋後、乾燥した。ＧＡＣの複合化量は
０.３mg／cmであった。この複合化人工血管の内表面を
走査電子顕微鏡で観察したところ、複合化したＧＡＣは
ＥＰＴＦＥの繊維間にも部分的に膜を形成し、その表面
には０.５〜１μmの凹凸が形成されていた。また、部分
的にＧＡＣが塗布されていない部分があった。この複合
化人工血管に曲率半径５mm以下の曲げを繰り返すと、容
易にＧＡＣが剥離した。
１と同じ０.３％ＧＡＣ溶液を真空注入し、グルタール
アルデヒドで架橋後、乾燥した。ＧＡＣの複合化量は
０.３mg／cmであった。この複合化人工血管の内表面を
走査電子顕微鏡で観察したところ、複合化したＧＡＣは
ＥＰＴＦＥの繊維間にも部分的に膜を形成し、その表面
には０.５〜１μmの凹凸が形成されていた。また、部分
的にＧＡＣが塗布されていない部分があった。この複合
化人工血管に曲率半径５mm以下の曲げを繰り返すと、容
易にＧＡＣが剥離した。
【００４６】この複合化人工血管６本を１本ずつウサギ
の頸動脈に移植した。４週後、開存率は１７％に低下し
ていた。
の頸動脈に移植した。４週後、開存率は１７％に低下し
ていた。
【００４７】図１は、本発明によりゼラチン化アテロコ
ラーゲンをＥＰＴＦＥに化学結合した実施例１の人工血
管の内表面の走査電子顕微鏡写真である。図２は、従来
のように、ゼラチン化アテロコラーゲンをＥＰＴＦＥに
塗布した後にグルタルアルデヒドによって架橋処理した
比較例２の人工血管の内表面の走査電子顕微鏡写真であ
る。図３は、比較例１の未処理ＥＰＴＦＥ人工血管の内
表面の走査型電子顕微鏡写真である。本発明による人工
血管ではゼラチン化アテロコラーゲンが薄く均一に複合
化され、ＥＰＴＦＥの形状が完全に保持されているのに
対し、従来法では数μmの凹凸が形成されている。
ラーゲンをＥＰＴＦＥに化学結合した実施例１の人工血
管の内表面の走査電子顕微鏡写真である。図２は、従来
のように、ゼラチン化アテロコラーゲンをＥＰＴＦＥに
塗布した後にグルタルアルデヒドによって架橋処理した
比較例２の人工血管の内表面の走査電子顕微鏡写真であ
る。図３は、比較例１の未処理ＥＰＴＦＥ人工血管の内
表面の走査型電子顕微鏡写真である。本発明による人工
血管ではゼラチン化アテロコラーゲンが薄く均一に複合
化され、ＥＰＴＦＥの形状が完全に保持されているのに
対し、従来法では数μmの凹凸が形成されている。
【００４８】
【発明の効果】このように、本発明の複合化人工血管で
は、多孔質合成高分子材料の形状を変化させることなく
全表面に均一に生体組織誘導作用を有する物質が共有結
合によって安定に複合化されている。このため、多孔質
構造、中でもＥＰＴＦＥの多孔質構造との相乗効果によ
って、初期血栓を誘発することなく、速やかに内膜を形
成し、しかもこれを長期間にわたって安定に維持するこ
とが可能である。したがって、特に従来のいかなる材料
をもってしても良好な開存性を得ることができなかった
冠状動脈や末梢動脈など小口径血管の代用血管として有
用である。
は、多孔質合成高分子材料の形状を変化させることなく
全表面に均一に生体組織誘導作用を有する物質が共有結
合によって安定に複合化されている。このため、多孔質
構造、中でもＥＰＴＦＥの多孔質構造との相乗効果によ
って、初期血栓を誘発することなく、速やかに内膜を形
成し、しかもこれを長期間にわたって安定に維持するこ
とが可能である。したがって、特に従来のいかなる材料
をもってしても良好な開存性を得ることができなかった
冠状動脈や末梢動脈など小口径血管の代用血管として有
用である。
【図１】 本発明により、ゼラチン化アテロコラーゲン
をＥＰＴＦＥに化学結合した実施例１の人工血管の内表
面上の薄膜の写真。
をＥＰＴＦＥに化学結合した実施例１の人工血管の内表
面上の薄膜の写真。
【図２】 従来のように、ゼラチン化アテロコラーゲン
をＥＰＴＦＥに塗布した後にグルタルアルデヒドによっ
て架橋処理した比較例２の人工血管の内表面上の薄膜の
写真。
をＥＰＴＦＥに塗布した後にグルタルアルデヒドによっ
て架橋処理した比較例２の人工血管の内表面上の薄膜の
写真。
【図３】 比較例１の未処理ＥＰＴＦＥ人工血管の内表
面上の薄膜の写真。
面上の薄膜の写真。
Claims (5)
- 【請求項１】 延伸ポリテトラフルオロエチレンよりな
る多孔質チューブの内表面、外表面および多孔内壁表面
の全表面に、グラフト重合によって形成された水酸基、
カルボキシル基、エポキシ基またはアミノ基を介して細
胞接着および成長作用を有するタンパク質またはペプチ
ドを共有結合させた人工血管。 - 【請求項２】 ポリエステル繊維の織物または編物より
なる多孔質チューブの内表面、外表面および多孔内壁表
面の全表面に、グラフト重合により形成された水酸基、
カルボキシル基、エポキシ基またはアミノ基を介して細
胞接着および成長作用を有するタンパク質またはペプチ
ドを共有有合させた人工血管。 - 【請求項３】 多孔質チューブの内表面における孔部分
の合計面積を除く面積が、該内表面の面積の１５〜８０
％である請求項１または２記載の人工血管。 - 【請求項４】 細胞接着および成長作用を有するタンパ
ク質がコラーゲン、ゼラチン、ラミニンおよびフィブロ
ネクチンから選択された少なくとも一種類の物質である
ことを特徴とする請求項１〜３のいずれかに記載の人工
血管。 - 【請求項５】 延伸ポリテトラフルオロエチレンよりな
る多孔質チューブにアルカリ金属化合物を反応させてフ
ッ素を脱離させた後、水酸基、カルボキシル基、エポキ
シ基またはアミノ基を含有する化合物をグラフト重合し
て多孔質チューブの内表面、外表面および多孔内壁表面
の全表面に水酸基、カルボキシル基、エポキシ基または
アミノ基を形成し、次いで、これらの官能基に細胞接着
および成長作用を有するタンパク質またはペプチドを共
有結合させることを特徴とする人工血管の製造方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3-66070 | 1991-03-29 | ||
| JP6607091 | 1991-03-29 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05269198A JPH05269198A (ja) | 1993-10-19 |
| JP2815752B2 true JP2815752B2 (ja) | 1998-10-27 |
Family
ID=13305217
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4070824A Expired - Fee Related JP2815752B2 (ja) | 1991-03-29 | 1992-03-27 | 人工血管及びその製造方法 |
Country Status (8)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5591225A (ja) |
| EP (1) | EP0531547B1 (ja) |
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