JP3165166B2 - 人工血管およびその製造方法 - Google Patents
人工血管およびその製造方法Info
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/02—Prostheses implantable into the body
- A61F2/04—Hollow or tubular parts of organs, e.g. bladders, tracheae, bronchi or bile ducts
- A61F2/06—Blood vessels
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- 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
- A61L27/14—Macromolecular materials
- A61L27/18—Macromolecular materials obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds
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- D—TEXTILES; PAPER
- D04—BRAIDING; LACE-MAKING; KNITTING; TRIMMINGS; NON-WOVEN FABRICS
- D04B—KNITTING
- D04B21/00—Warp knitting processes for the production of fabrics or articles not dependent on the use of particular machines; Fabrics or articles defined by such processes
- D04B21/14—Fabrics characterised by the incorporation by knitting, in one or more thread, fleece, or fabric layers, of reinforcing, binding, or decorative threads; Fabrics incorporating small auxiliary elements, e.g. for decorative purposes
- D04B21/18—Fabrics characterised by the incorporation by knitting, in one or more thread, fleece, or fabric layers, of reinforcing, binding, or decorative threads; Fabrics incorporating small auxiliary elements, e.g. for decorative purposes incorporating elastic threads
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- D—TEXTILES; PAPER
- D10—INDEXING SCHEME ASSOCIATED WITH SUBLASSES OF SECTION D, RELATING TO TEXTILES
- D10B—INDEXING SCHEME ASSOCIATED WITH SUBLASSES OF SECTION D, RELATING TO TEXTILES
- D10B2509/00—Medical; Hygiene
- D10B2509/06—Vascular grafts; stents
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は繊維によってチューブ状
に形成された人工血管およびその製造方法に関するもの
である。詳しく述べると本発明は、伸縮性に優れ、細胞
・組織を良好に付着させることができる生体血管に近似
した特性を有する人工血管およびその製造方法に関する
ものである。
に形成された人工血管およびその製造方法に関するもの
である。詳しく述べると本発明は、伸縮性に優れ、細胞
・組織を良好に付着させることができる生体血管に近似
した特性を有する人工血管およびその製造方法に関する
ものである。
【０００２】
【従来の技術】従来、生体血管の代用として使用される
人工血管としては、ポリエステル製の織物、編物、およ
び延伸ポリテトラフルオロエチレン製のものなどが既に
商品化されている。このような人工血管は、直接体内に
入れ、体内で細胞・組織を付着させるか、あるいは予め
宿主生体血管壁細胞を宿主血管より無菌的に採取して、
in vitroで人工血管上に播種して人工血管壁の表面を機
能的および構造的な面から、生体血管に模倣して再構築
し、in vivo へ還元するものである。
人工血管としては、ポリエステル製の織物、編物、およ
び延伸ポリテトラフルオロエチレン製のものなどが既に
商品化されている。このような人工血管は、直接体内に
入れ、体内で細胞・組織を付着させるか、あるいは予め
宿主生体血管壁細胞を宿主血管より無菌的に採取して、
in vitroで人工血管上に播種して人工血管壁の表面を機
能的および構造的な面から、生体血管に模倣して再構築
し、in vivo へ還元するものである。
【０００３】このような人工血管において重要なことは
開存性の向上であり、このことは末梢動脈移植に使用で
きるような小口径の人工血管を開発するにあっては特に
重要な課題である。このような人工血管における開存性
向上のための１つの手段として、生体血管と類似した物
性（弾力性）を付与することが挙げられている（Waden
R. et al.: Matched Elastic Properties and Successf
ul ArterialGrafting, Arch Surg vol. 115, Oct 1980
pp.1166-1169）。人工血管、特に小口径の人工血管の
開存性は、人工血管内腔面における抗血栓性は勿論のこ
と、流の均一性保持のため、生体と類似した物性（弾力
性）であることが望ましい。この均一性の不一致により
流れの乱れが生じ、特に吻合部における血栓の発生、そ
れにより引起される吻合部における内膜肥厚が、人工血
管の長期の開存性を左右するといわれている（Kinley C
E et al.:Compliance: a continuing problemwith vasc
ular grafts. J Cardiovas Surg 21: 163-170, 1980
あるいは Okuhn SP et al.: Does compliance mismatc
h alone cause meointimal hyper-plasia ? J Vascular
Surg 9:35-45, 1989）。
開存性の向上であり、このことは末梢動脈移植に使用で
きるような小口径の人工血管を開発するにあっては特に
重要な課題である。このような人工血管における開存性
向上のための１つの手段として、生体血管と類似した物
性（弾力性）を付与することが挙げられている（Waden
R. et al.: Matched Elastic Properties and Successf
ul ArterialGrafting, Arch Surg vol. 115, Oct 1980
pp.1166-1169）。人工血管、特に小口径の人工血管の
開存性は、人工血管内腔面における抗血栓性は勿論のこ
と、流の均一性保持のため、生体と類似した物性（弾力
性）であることが望ましい。この均一性の不一致により
流れの乱れが生じ、特に吻合部における血栓の発生、そ
れにより引起される吻合部における内膜肥厚が、人工血
管の長期の開存性を左右するといわれている（Kinley C
E et al.:Compliance: a continuing problemwith vasc
ular grafts. J Cardiovas Surg 21: 163-170, 1980
あるいは Okuhn SP et al.: Does compliance mismatc
h alone cause meointimal hyper-plasia ? J Vascular
Surg 9:35-45, 1989）。
【０００４】このような血管と類似した物性を付与する
方法として、弾性材料を用いたアプローチが積極的に行
なわれており、具体的には弾性のある合成高分子材料で
あるポリウレタンを使用し、これを多孔質化する（特開
昭６０−１８２９５８号公報、特公昭６２−１１８６１
号公報、特開昭６２−１８３７５７号公報）、静電防止
により多層の多孔質構造体を作成する（特公昭６２−１
１８６１号公報）、あるいは不織布化した多孔質シート
を積層する（特開昭６２−１８３７５７号公報）などの
方法が提唱されている。
方法として、弾性材料を用いたアプローチが積極的に行
なわれており、具体的には弾性のある合成高分子材料で
あるポリウレタンを使用し、これを多孔質化する（特開
昭６０−１８２９５８号公報、特公昭６２−１１８６１
号公報、特開昭６２−１８３７５７号公報）、静電防止
により多層の多孔質構造体を作成する（特公昭６２−１
１８６１号公報）、あるいは不織布化した多孔質シート
を積層する（特開昭６２−１８３７５７号公報）などの
方法が提唱されている。
【０００５】さらに、このような人工血管において重要
なことは、体内での細胞・組織や宿主動物からの播種さ
れた細胞・組織が、人工血管の壁表面ないし壁内部に付
着し、成長して宿主自身の血管に似た組織形態を形成す
るかどうかである。
なことは、体内での細胞・組織や宿主動物からの播種さ
れた細胞・組織が、人工血管の壁表面ないし壁内部に付
着し、成長して宿主自身の血管に似た組織形態を形成す
るかどうかである。
【０００６】このような目的から、細胞・組織を良好に
付着保持させるためには、人工血管壁表面に、繊維から
なる人工血管においてはループを、また合成樹脂よりな
る人工血管においては微細な多孔質構造を形成させ、壁
表面での細胞・組織の成長を良好にすることが知られて
いる。例えば、チューブ状の布帛で構成された人工血管
壁にループを形成させるには、特公昭６１−１４８２３
号公報に開示されるように、ダブルラッセル編機で編む
時ループ部形成糸を格子形成糸の供給速度よりも大きい
供給速度で編機に供給することにより作成する方法が知
られている。また別の方法としては、耐ほつれ性向上を
目的としているところの特公昭６３−５２８９８号公報
に開示されるように、チューブ状の布帛に高圧流体処理
を行ない毛羽および／またはループを形成する繊維の少
なくとも一部を基本組織を構成する繊維と絡ませる方法
が知られている。
付着保持させるためには、人工血管壁表面に、繊維から
なる人工血管においてはループを、また合成樹脂よりな
る人工血管においては微細な多孔質構造を形成させ、壁
表面での細胞・組織の成長を良好にすることが知られて
いる。例えば、チューブ状の布帛で構成された人工血管
壁にループを形成させるには、特公昭６１−１４８２３
号公報に開示されるように、ダブルラッセル編機で編む
時ループ部形成糸を格子形成糸の供給速度よりも大きい
供給速度で編機に供給することにより作成する方法が知
られている。また別の方法としては、耐ほつれ性向上を
目的としているところの特公昭６３−５２８９８号公報
に開示されるように、チューブ状の布帛に高圧流体処理
を行ない毛羽および／またはループを形成する繊維の少
なくとも一部を基本組織を構成する繊維と絡ませる方法
が知られている。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、生体血
管と類似した物性（弾力性）を付与するのに、ポリウレ
タンを用いた場合、人工血管は確かに優れた弾性力を有
することとなるが、ポリウレタンは長期間組織に埋入さ
れることにより劣化の生じることが明らかになりつつあ
る（田畑ら：ポリウレタン製ペーシングリードの被覆損
傷についての実験的考察 人工臓器 vol. 19 No. 4: 1
427-1431 (1990) ）。人工血管は、生体内で永久に機能
すべき人工臓器であり、さらに過酷な血液の拍動流によ
りウォーターハンマーストレス（water hummer stress
）を受けることが知られており、材質劣化は動脈瘤の
原因ともなるので回避しなければならない。また人工血
管壁にループを形成させる特公昭６１−１４８２３号公
報に開示された方法では、針の動き１サイクルに１ルー
プしかできず、壁の単位面積当りのループの数が少ない
という欠点があり、人工血管壁への細胞・組織の付着保
持が十分になされないものであった。
管と類似した物性（弾力性）を付与するのに、ポリウレ
タンを用いた場合、人工血管は確かに優れた弾性力を有
することとなるが、ポリウレタンは長期間組織に埋入さ
れることにより劣化の生じることが明らかになりつつあ
る（田畑ら：ポリウレタン製ペーシングリードの被覆損
傷についての実験的考察 人工臓器 vol. 19 No. 4: 1
427-1431 (1990) ）。人工血管は、生体内で永久に機能
すべき人工臓器であり、さらに過酷な血液の拍動流によ
りウォーターハンマーストレス（water hummer stress
）を受けることが知られており、材質劣化は動脈瘤の
原因ともなるので回避しなければならない。また人工血
管壁にループを形成させる特公昭６１−１４８２３号公
報に開示された方法では、針の動き１サイクルに１ルー
プしかできず、壁の単位面積当りのループの数が少ない
という欠点があり、人工血管壁への細胞・組織の付着保
持が十分になされないものであった。
【０００８】また特公昭６３−５２８９８号公報に開示
された方法では、高圧流の噴射圧が小さ過ぎると十分な
交絡が生じず、逆に大き過ぎると表面繊維が不要に切断
されてしまい管全体の耐圧能が低下する。さらに、噴射
圧調整が容易でないばかりでなく、チューブ状のものに
均一に圧を加えることは困難であり、ループ形成にバラ
ツキを生じやすいという欠点があった。このため所望の
特性を有する人工血管を得ることは難しいものであっ
た。
された方法では、高圧流の噴射圧が小さ過ぎると十分な
交絡が生じず、逆に大き過ぎると表面繊維が不要に切断
されてしまい管全体の耐圧能が低下する。さらに、噴射
圧調整が容易でないばかりでなく、チューブ状のものに
均一に圧を加えることは困難であり、ループ形成にバラ
ツキを生じやすいという欠点があった。このため所望の
特性を有する人工血管を得ることは難しいものであっ
た。
【０００９】さらに、ダクロン（商品名）に代表される
ポリエステル繊維で織り、あるいは編まれた布製の人工
血管においても改良が加えられ、極細繊維の応用により
柔軟性の付与には成功している。しかしながら、このよ
うなポリエステル繊維から構成される人工血管において
は弾性の付与には至っていない。
ポリエステル繊維で織り、あるいは編まれた布製の人工
血管においても改良が加えられ、極細繊維の応用により
柔軟性の付与には成功している。しかしながら、このよ
うなポリエステル繊維から構成される人工血管において
は弾性の付与には至っていない。
【００１０】従って、本発明は新規な人工血管およびそ
の製造方法を提供することを目的とするものである。本
発明はまた、生体血管に類似した物性（弾性力）を持ち
開存性に優れ、かつ細胞・組織を良好に付着させること
のできる人工血管およびその製造方法を提供することを
目的とするものである。本発明はさらにまた生体組織内
において材質の劣化を生じることなく長期間安定してお
り信頼性の向上した人工血管およびその製造方法を提供
することを目的とするものである。
の製造方法を提供することを目的とするものである。本
発明はまた、生体血管に類似した物性（弾性力）を持ち
開存性に優れ、かつ細胞・組織を良好に付着させること
のできる人工血管およびその製造方法を提供することを
目的とするものである。本発明はさらにまた生体組織内
において材質の劣化を生じることなく長期間安定してお
り信頼性の向上した人工血管およびその製造方法を提供
することを目的とするものである。
【００１１】
【課題を解決しようとするための手段】上記目的は、繊
維を織、編または組処理のいずれかまたはこれらを２つ
以上併用して管状とすることにより得られる人工血管に
おいて、前記繊維として、１種もしくはそれ以上の予め
嵩高処理したポリエステル系弾性繊維同士、１種もしく
はそれ以上の予め嵩高処理したポリエステル系弾性繊維
と１種もしくはそれ以上の予め嵩高処理していないポリ
エステル系弾性繊維との組合せ、または１種もしくはそ
れ以上の予め嵩高処理したポリエステル系弾性繊維と１
種若しくはそれ以上の嵩高処理した若しくはしていない
非弾性繊維との組合わせのいずれかに、管状とするため
の前記織、編または組処理に先立ちエアージェット交絡
にて微細な捲縮を付与してなるものを用いたことを特徴
とする人工血管によって達成される。
維を織、編または組処理のいずれかまたはこれらを２つ
以上併用して管状とすることにより得られる人工血管に
おいて、前記繊維として、１種もしくはそれ以上の予め
嵩高処理したポリエステル系弾性繊維同士、１種もしく
はそれ以上の予め嵩高処理したポリエステル系弾性繊維
と１種もしくはそれ以上の予め嵩高処理していないポリ
エステル系弾性繊維との組合せ、または１種もしくはそ
れ以上の予め嵩高処理したポリエステル系弾性繊維と１
種若しくはそれ以上の嵩高処理した若しくはしていない
非弾性繊維との組合わせのいずれかに、管状とするため
の前記織、編または組処理に先立ちエアージェット交絡
にて微細な捲縮を付与してなるものを用いたことを特徴
とする人工血管によって達成される。
【００１２】上記諸目的はまた、繊維を織、編または組
処理のいずれかまたはこれらを２つ以上併用して管状と
することにより得られる人工血管であって、前記繊維と
して弾性繊維を芯としその周囲に弾性繊維または非弾性
繊維を合せて作製された交絡繊維を用い、１５０ｍｍＨ
ｇの内圧を負荷したときの径方向の伸び率を２〜１５
％、軸方向の伸び率を２〜２０％としたことを特徴とす
る人工血管によっても達成される。
処理のいずれかまたはこれらを２つ以上併用して管状と
することにより得られる人工血管であって、前記繊維と
して弾性繊維を芯としその周囲に弾性繊維または非弾性
繊維を合せて作製された交絡繊維を用い、１５０ｍｍＨ
ｇの内圧を負荷したときの径方向の伸び率を２〜１５
％、軸方向の伸び率を２〜２０％としたことを特徴とす
る人工血管によっても達成される。
【００１３】本発明はまた、前記弾性繊維が伸長弾性回
復率が９０％以下となるための伸長率が２％以上の繊維
であり、また前記非弾性繊維が伸長弾性回復率が９０％
以下となるための伸長率が２％未満の繊維である人工血
管を示すものである。本発明はさらに、前記弾性繊維お
よび／または非弾性繊維がいずれもポリエステル系繊維
である人工血管を示すものである。本発明はさらに、前
記繊維として、２０〜１５０デニールのマルチフィラメ
ントの嵩高処理した弾性繊維を少なくとも１種と、２０
〜１００デニールのマルチフィラメントの嵩高処理した
若しくはしていない弾性繊維または嵩高処理した若しく
はしていない非弾性繊維を少なくとも１種用いて交絡さ
せたものを用いるものである人工血管を示すものであ
る。
復率が９０％以下となるための伸長率が２％以上の繊維
であり、また前記非弾性繊維が伸長弾性回復率が９０％
以下となるための伸長率が２％未満の繊維である人工血
管を示すものである。本発明はさらに、前記弾性繊維お
よび／または非弾性繊維がいずれもポリエステル系繊維
である人工血管を示すものである。本発明はさらに、前
記繊維として、２０〜１５０デニールのマルチフィラメ
ントの嵩高処理した弾性繊維を少なくとも１種と、２０
〜１００デニールのマルチフィラメントの嵩高処理した
若しくはしていない弾性繊維または嵩高処理した若しく
はしていない非弾性繊維を少なくとも１種用いて交絡さ
せたものを用いるものである人工血管を示すものであ
る。
【００１４】上記目的はさらに、繊維を織、編または組
処理のいずれかまたはこれらを２つ以上併用して管状と
することにより得られる人工血管において、前記繊維と
して、１種もしくはそれ以上の予め嵩高処理したポリエ
ステル系弾性繊維同士、１種もしくはそれ以上の予め嵩
高処理したポリエステル系弾性繊維と１種もしくはそれ
以上の予め嵩高処理していないポリエステル系弾性繊維
との組合せ、または１種もしくはそれ以上の予め嵩高処
理したポリエステル系弾性繊維と１種若しくはそれ以上
の嵩高処理した若しくはしていない非弾性繊維との組合
わせのいずれかに、管状とするための前記織、編または
組処理に先立ちエアージェット交絡にて微細な捲縮を付
与してなるものを用いたことを特徴とする人工血管の製
造方法によっても達成される。
処理のいずれかまたはこれらを２つ以上併用して管状と
することにより得られる人工血管において、前記繊維と
して、１種もしくはそれ以上の予め嵩高処理したポリエ
ステル系弾性繊維同士、１種もしくはそれ以上の予め嵩
高処理したポリエステル系弾性繊維と１種もしくはそれ
以上の予め嵩高処理していないポリエステル系弾性繊維
との組合せ、または１種もしくはそれ以上の予め嵩高処
理したポリエステル系弾性繊維と１種若しくはそれ以上
の嵩高処理した若しくはしていない非弾性繊維との組合
わせのいずれかに、管状とするための前記織、編または
組処理に先立ちエアージェット交絡にて微細な捲縮を付
与してなるものを用いたことを特徴とする人工血管の製
造方法によっても達成される。
【００１５】
【作用】このように本発明においては、嵩高処理した弾
性繊維を少なくともその一部に含んでなる繊維群をエア
ージェット交絡にてループ形状、渦巻形状あるいはコイ
ル形状などの微細な捲縮を有した交絡繊維とし、これに
よって管状の布帛を作製するために、得られた人工血管
となる管状体内部および外部表面には織、編、組処理に
よる大きなループ形成だけではなく１ループ内にも交絡
繊維に備わった微細な捲縮形状を多数有し、かつ生体血
管に近似した伸縮性を有した人工血管となる。本発明の
人工血管の内外表面には、上記のごとく微細な捲縮が無
数に形成されるために、細胞・組織が付着しやすく、高
治癒性を有し、また生体血管に近似した伸縮性を示すた
めに生体血管の拍動に対する追従性が良好であり、優れ
た抗血栓性を発揮し開存性に優れたものとなる。またこ
のように微細な捲縮を有する交絡繊維により管状体を形
成するために、織、編、組処理された繊維同志がお互い
に絡み合い、ほつれにくく管状構造が安定に保持され
る。さらに本発明の人工血管の製造方法においては、
織、編、組処理に先立ち、繊維に微細な捲縮を付与する
ために、透水性、形状保持性、硬さ軟らかさなどの調整
が容易に行なわれ得る。
性繊維を少なくともその一部に含んでなる繊維群をエア
ージェット交絡にてループ形状、渦巻形状あるいはコイ
ル形状などの微細な捲縮を有した交絡繊維とし、これに
よって管状の布帛を作製するために、得られた人工血管
となる管状体内部および外部表面には織、編、組処理に
よる大きなループ形成だけではなく１ループ内にも交絡
繊維に備わった微細な捲縮形状を多数有し、かつ生体血
管に近似した伸縮性を有した人工血管となる。本発明の
人工血管の内外表面には、上記のごとく微細な捲縮が無
数に形成されるために、細胞・組織が付着しやすく、高
治癒性を有し、また生体血管に近似した伸縮性を示すた
めに生体血管の拍動に対する追従性が良好であり、優れ
た抗血栓性を発揮し開存性に優れたものとなる。またこ
のように微細な捲縮を有する交絡繊維により管状体を形
成するために、織、編、組処理された繊維同志がお互い
に絡み合い、ほつれにくく管状構造が安定に保持され
る。さらに本発明の人工血管の製造方法においては、
織、編、組処理に先立ち、繊維に微細な捲縮を付与する
ために、透水性、形状保持性、硬さ軟らかさなどの調整
が容易に行なわれ得る。
【００１６】以下、本発明を実施態様に基づきより詳細
に説明する。
に説明する。
【００１７】本発明において使用される弾性繊維として
は生体内における安定性に優れるものであれば特に限定
されるものではなく、例えばポリスチレン系弾性繊維、
ポリオレフィン系弾性繊維などの使用も可能であるが、
好ましくはポリエステル系弾性繊維である。なお、本発
明においては、予め嵩高処理した弾性繊維同士、または
予め嵩高処理した弾性繊維と嵩高処理が行なわれていな
い、いわゆる「生糸（なまいと）」の状態の弾性繊維と
の組合せを用いることができる。
は生体内における安定性に優れるものであれば特に限定
されるものではなく、例えばポリスチレン系弾性繊維、
ポリオレフィン系弾性繊維などの使用も可能であるが、
好ましくはポリエステル系弾性繊維である。なお、本発
明においては、予め嵩高処理した弾性繊維同士、または
予め嵩高処理した弾性繊維と嵩高処理が行なわれていな
い、いわゆる「生糸（なまいと）」の状態の弾性繊維と
の組合せを用いることができる。
【００１８】ポリエステル系弾性繊維としては、ポリブ
チレンテレフタレート、ポリエステル・ポリエーテルブ
ロック共重合体、あるいはポリエステル・ポリエステル
共重合体などからなる単一組成のポリエステル系弾性繊
維のみならず、これらの１種あるいはそれ以上とポリエ
チレンテレフタレートからなるサイドバイサイドなどの
複合組成のポリエステル系弾性繊維、さらにはこれらの
１種あるいはそれ以上とポリエステル繊維（通常糸）と
を混繊により複合化したポリエステル系弾性繊維などが
挙げられ、これらはそれぞれ単独であるいは複数組合せ
て用いられ得る。 ポリエステル・ポリエーテルブロッ
ク共重合体系弾性繊維としては、ハードセグメントがポ
リエチレンテレフタレート、ポリエチレンテレフタレー
ト／イソフタレート、ポリ（１，４−シクロヘキサンジ
メチレンテレフタレート）などの芳香族ポリエステル、
ソフトセグメントがポリエチレングリコールなどの脂肪
族ポリエーテルよりなるものがあり、具体的には例えば
ペルプレン−Ｐ−タイプ[Pelprene-P-type] （東洋紡績
社製）、Arnitel E,P （Akzo社製）などが挙げられる。
またポリエステル・ポリエステル共重合体系弾性繊維と
しては、ハードセグメントがポリエチレンテレフタレー
ト、ポリエチレンテレフタレート／イソフタレート、ポ
リ（１，４−シクロヘキサンジメチレンテレフタレー
ト）などの芳香族ポリエステル、ソフトセグメントがエ
チレンセバケートなどの脂肪族ポリエステルからなるも
のがあり、具体的には例えばペルプレン−Ｐ−タイプ[P
elprene-P-type] （東洋紡績社製）などが挙げられる。
しかしながら、本発明において用いられる弾性繊維は、
もちろん上記に例示したものに何ら限定されるものでは
ない。
チレンテレフタレート、ポリエステル・ポリエーテルブ
ロック共重合体、あるいはポリエステル・ポリエステル
共重合体などからなる単一組成のポリエステル系弾性繊
維のみならず、これらの１種あるいはそれ以上とポリエ
チレンテレフタレートからなるサイドバイサイドなどの
複合組成のポリエステル系弾性繊維、さらにはこれらの
１種あるいはそれ以上とポリエステル繊維（通常糸）と
を混繊により複合化したポリエステル系弾性繊維などが
挙げられ、これらはそれぞれ単独であるいは複数組合せ
て用いられ得る。 ポリエステル・ポリエーテルブロッ
ク共重合体系弾性繊維としては、ハードセグメントがポ
リエチレンテレフタレート、ポリエチレンテレフタレー
ト／イソフタレート、ポリ（１，４−シクロヘキサンジ
メチレンテレフタレート）などの芳香族ポリエステル、
ソフトセグメントがポリエチレングリコールなどの脂肪
族ポリエーテルよりなるものがあり、具体的には例えば
ペルプレン−Ｐ−タイプ[Pelprene-P-type] （東洋紡績
社製）、Arnitel E,P （Akzo社製）などが挙げられる。
またポリエステル・ポリエステル共重合体系弾性繊維と
しては、ハードセグメントがポリエチレンテレフタレー
ト、ポリエチレンテレフタレート／イソフタレート、ポ
リ（１，４−シクロヘキサンジメチレンテレフタレー
ト）などの芳香族ポリエステル、ソフトセグメントがエ
チレンセバケートなどの脂肪族ポリエステルからなるも
のがあり、具体的には例えばペルプレン−Ｐ−タイプ[P
elprene-P-type] （東洋紡績社製）などが挙げられる。
しかしながら、本発明において用いられる弾性繊維は、
もちろん上記に例示したものに何ら限定されるものでは
ない。
【００１９】なお、本明細書において述べる「弾性繊
維」とは、一般に弾性糸として市販されているものある
いはこれらと同等の弾性を有する繊維であり、具体的に
は伸長弾性回復率（但しクリンプ部分を除く）が９０％
以下となるための伸長率が２％以上、より望ましくは５
％以上のものであることが好ましい。
維」とは、一般に弾性糸として市販されているものある
いはこれらと同等の弾性を有する繊維であり、具体的に
は伸長弾性回復率（但しクリンプ部分を除く）が９０％
以下となるための伸長率が２％以上、より望ましくは５
％以上のものであることが好ましい。
【００２０】また本発明において用いられる弾性繊維
は、嵩高処理が行なわれている必要があるが、この嵩高
処理は、例えば（１）加熱−熱固定−解撚、（２）仮撚
り法、（３）押込み法、（４）擦過法、（５）空気噴射
法、（６）賦形法などの公知のいずれの方法によって行
なわれたものであってもよいが、ＣＳ値（クリンプスト
レッチ性値）、すなわち繊維のストレッチが実際に生じ
る前にクリンプがストレッチする最大量が２００％以
上、より好ましくは３００〜６００％である伸縮性を持
った糸となされることが望ましい。
は、嵩高処理が行なわれている必要があるが、この嵩高
処理は、例えば（１）加熱−熱固定−解撚、（２）仮撚
り法、（３）押込み法、（４）擦過法、（５）空気噴射
法、（６）賦形法などの公知のいずれの方法によって行
なわれたものであってもよいが、ＣＳ値（クリンプスト
レッチ性値）、すなわち繊維のストレッチが実際に生じ
る前にクリンプがストレッチする最大量が２００％以
上、より好ましくは３００〜６００％である伸縮性を持
った糸となされることが望ましい。
【００２１】また、本発明において必要に応じて使用さ
れる嵩高処理したまたはしていない非弾性繊維として
も、生体内における安定性に優れるものであれば特に限
定されるものではなく、例えばポリアミド系繊維、ポリ
オレフィン系繊維、アクリル繊維などの使用も可能であ
るが、好ましくはフッ素系繊維およびポリエステル系繊
維であり、特にポリエステル系繊維である。フッ素系繊
維としては、例えばポリテトラフルオロエチレン、テト
ラフルオロエチレン−ヘキサフルオロエチレン共重合
体、テトラフルオロエチレン−パーフルオロアルコキシ
基共重合体、テトラフルオロエチレン−オレフィン共重
合体などの組成を有する繊維がある。またポリエステル
系繊維としては、例えばポリエチレンテレフタレート、
ポリ（１，４−シクロヘキサンジメチレンテレフタレー
ト）、あるいはエチレンテレフタレート単位を含有する
各種の共重合ポリエステルなどの組成を有するものがあ
る。なお、共重合ポリエステルとしては、極めて多数の
組成のものが知られておりそのいずれも使用可能である
が、代表的な数例を挙げると、例えばポリエチレンテレ
フタレート／イソフタレート、ポリエチレンテレフタレ
ート／５−スルホン酸ナトリウム−イソフタレート、ポ
リエチレンテレフタレート／ｐ−オキシベンゾエート、
メトキシポリエチレングリコール変性ポリエチレンテレ
フタレートなどの組成を有するものがある。しかしなが
ら、本発明において必要に応じて用いられる非弾性繊維
は、もちろん上記に例示したものに何ら限定されるもの
ではない。
れる嵩高処理したまたはしていない非弾性繊維として
も、生体内における安定性に優れるものであれば特に限
定されるものではなく、例えばポリアミド系繊維、ポリ
オレフィン系繊維、アクリル繊維などの使用も可能であ
るが、好ましくはフッ素系繊維およびポリエステル系繊
維であり、特にポリエステル系繊維である。フッ素系繊
維としては、例えばポリテトラフルオロエチレン、テト
ラフルオロエチレン−ヘキサフルオロエチレン共重合
体、テトラフルオロエチレン−パーフルオロアルコキシ
基共重合体、テトラフルオロエチレン−オレフィン共重
合体などの組成を有する繊維がある。またポリエステル
系繊維としては、例えばポリエチレンテレフタレート、
ポリ（１，４−シクロヘキサンジメチレンテレフタレー
ト）、あるいはエチレンテレフタレート単位を含有する
各種の共重合ポリエステルなどの組成を有するものがあ
る。なお、共重合ポリエステルとしては、極めて多数の
組成のものが知られておりそのいずれも使用可能である
が、代表的な数例を挙げると、例えばポリエチレンテレ
フタレート／イソフタレート、ポリエチレンテレフタレ
ート／５−スルホン酸ナトリウム−イソフタレート、ポ
リエチレンテレフタレート／ｐ−オキシベンゾエート、
メトキシポリエチレングリコール変性ポリエチレンテレ
フタレートなどの組成を有するものがある。しかしなが
ら、本発明において必要に応じて用いられる非弾性繊維
は、もちろん上記に例示したものに何ら限定されるもの
ではない。
【００２２】なお、本明細書において述べる「非弾性繊
維」とは、一般に通常糸として市販されているものある
いはこれらと同等の弾性の小さいないしはほとんど繊維
であり、具体的には伸長弾性回復率（但しクリンプ部分
は除く）が９０％以下となるための伸長率が２％未満の
ものである。
維」とは、一般に通常糸として市販されているものある
いはこれらと同等の弾性の小さいないしはほとんど繊維
であり、具体的には伸長弾性回復率（但しクリンプ部分
は除く）が９０％以下となるための伸長率が２％未満の
ものである。
【００２３】また本発明において必要に応じて用いられ
る非弾性繊維は、嵩高処理が行なわれていないもの、い
わゆる「生糸（なまいと）」の状態のものであっても、
あるいは嵩高処理が行なわれているものであってもよ
く、得ようとする人工血管に付与しようとする伸縮性の
程度、すなわち該人工血管が代用しようとする生体血管
の種類、存在位置などに応じて適宜選択される。なお、
高い伸縮性が必要とされる場合は、この非弾性繊維を全
く用いず上記弾性繊維のみを用いることも可能である。
この非弾性繊維に嵩高処理を施す方法は、前記弾性繊維
のところで述べたと同様に公知のいずれのものであって
もよく、この場合も嵩高処理後に、ＣＳ値が２００％以
上、より好ましくは３００〜６００％である伸縮性を持
った糸となされることが望ましい。
る非弾性繊維は、嵩高処理が行なわれていないもの、い
わゆる「生糸（なまいと）」の状態のものであっても、
あるいは嵩高処理が行なわれているものであってもよ
く、得ようとする人工血管に付与しようとする伸縮性の
程度、すなわち該人工血管が代用しようとする生体血管
の種類、存在位置などに応じて適宜選択される。なお、
高い伸縮性が必要とされる場合は、この非弾性繊維を全
く用いず上記弾性繊維のみを用いることも可能である。
この非弾性繊維に嵩高処理を施す方法は、前記弾性繊維
のところで述べたと同様に公知のいずれのものであって
もよく、この場合も嵩高処理後に、ＣＳ値が２００％以
上、より好ましくは３００〜６００％である伸縮性を持
った糸となされることが望ましい。
【００２４】しかして本発明においては、１種もしくは
それ以上の前記したような嵩高処理した弾性繊維、１種
もしくはそれ以上の予め嵩高処理した弾性繊維と１種も
しくはそれ以上の予め嵩高処理していない弾性繊維との
組合せ、または１種もしくはそれ以上の予め嵩高処理し
た弾性繊維と１種若しくはそれ以上の嵩高処理した若し
くはしていない非弾性繊維との組合せのいずれかに、管
状とするための前記織、編または組処理に先立ち交絡さ
せて、微細なループ形状、渦巻形状、あるいはコイル形
状などの捲縮を付与してなる交絡繊維とする。
それ以上の前記したような嵩高処理した弾性繊維、１種
もしくはそれ以上の予め嵩高処理した弾性繊維と１種も
しくはそれ以上の予め嵩高処理していない弾性繊維との
組合せ、または１種もしくはそれ以上の予め嵩高処理し
た弾性繊維と１種若しくはそれ以上の嵩高処理した若し
くはしていない非弾性繊維との組合せのいずれかに、管
状とするための前記織、編または組処理に先立ち交絡さ
せて、微細なループ形状、渦巻形状、あるいはコイル形
状などの捲縮を付与してなる交絡繊維とする。
【００２５】上記のごとく交絡処理にかけられる繊維群
としては、少なくとも嵩高処理した弾性繊維を含むもの
であればよいが、好ましくは人工血管製造後においてそ
の弾力性、強度を確保するのに必要な比較的太い嵩高処
理した弾性繊維と、微細な捲縮が出やすい比較的細い嵩
高処理した若しくはしていない弾性繊維または嵩高処理
した若しくはしていない非弾性繊維とを、それぞれ１種
ないしはそれ以上含んでなるものが望ましい。すなわ
ち、１種またはそれ以上の比較的太い嵩高処理した弾性
繊維（以下、Ａ１繊維群とする。）と１種またはそれ以
上の比較的細い嵩高処理した弾性繊維（以下、Ａ２繊維
群とする。）との組合せ、Ａ１繊維群と１種またはそれ
以上の比較的細い嵩高処理していない弾性繊維（以下、
Ｂ繊維群とする。）との組合せ、Ａ１繊維群と１種また
はそれ以上の比較的細い嵩高処理した非弾性繊維（以
下、Ｃ繊維群とする。）との組合せ、Ａ１繊維群と１種
またはそれ以上の比較的細い生糸の非弾性繊維（以下、
Ｄ繊維群とする。）との組合せ、あるいはさらに、Ａ１
繊維群とＡ２繊維群およびＢ繊維群との組合せ、Ａ１繊
維群とＡ２繊維群およびＣ繊維群との組合せ、Ａ１繊維
群とＡ２繊維群およびＤ繊維群との組合せ、Ａ１繊維群
とＢ繊維群およびＣ繊維群との組合せ、Ａ１繊維群とＢ
繊維群およびＤ繊維群との組合せ、Ａ１繊維群とＣ繊維
群およびＤ繊維群との組合せ、Ａ１繊維群とＡ２繊維群
およびＢ繊維群およびＣ繊維群との組合せ、Ａ１繊維群
とＡ２繊維群およびＢ繊維群およびＤ繊維群との組合
せ、Ａ１繊維群とＢ繊維群およびＣ繊維群およびＤ繊維
群との組合せ、Ａ１繊維群とＡ２繊維群およびＢ繊維群
およびＣ繊維群およびＤ繊維群との組合せが、好ましい
態様として挙げられる。もちろん、本発明において、例
えばＡ１繊維群のみ、Ａ２繊維群のみ、Ａ２繊維群とＢ
繊維群、Ａ２繊維群とＣ繊維群、Ａ２繊維群とＤ繊維
群、Ａ２繊維群とＢ繊維群およびＣ繊維群、Ａ２繊維群
とＢ繊維群およびＤ繊維群、Ａ２繊維群とＣ繊維群およ
びＤ繊維群、あるいはＡ２繊維群とＢ繊維群およびＣ繊
維群およびＤ繊維群といった態様も含まれ得る。
としては、少なくとも嵩高処理した弾性繊維を含むもの
であればよいが、好ましくは人工血管製造後においてそ
の弾力性、強度を確保するのに必要な比較的太い嵩高処
理した弾性繊維と、微細な捲縮が出やすい比較的細い嵩
高処理した若しくはしていない弾性繊維または嵩高処理
した若しくはしていない非弾性繊維とを、それぞれ１種
ないしはそれ以上含んでなるものが望ましい。すなわ
ち、１種またはそれ以上の比較的太い嵩高処理した弾性
繊維（以下、Ａ１繊維群とする。）と１種またはそれ以
上の比較的細い嵩高処理した弾性繊維（以下、Ａ２繊維
群とする。）との組合せ、Ａ１繊維群と１種またはそれ
以上の比較的細い嵩高処理していない弾性繊維（以下、
Ｂ繊維群とする。）との組合せ、Ａ１繊維群と１種また
はそれ以上の比較的細い嵩高処理した非弾性繊維（以
下、Ｃ繊維群とする。）との組合せ、Ａ１繊維群と１種
またはそれ以上の比較的細い生糸の非弾性繊維（以下、
Ｄ繊維群とする。）との組合せ、あるいはさらに、Ａ１
繊維群とＡ２繊維群およびＢ繊維群との組合せ、Ａ１繊
維群とＡ２繊維群およびＣ繊維群との組合せ、Ａ１繊維
群とＡ２繊維群およびＤ繊維群との組合せ、Ａ１繊維群
とＢ繊維群およびＣ繊維群との組合せ、Ａ１繊維群とＢ
繊維群およびＤ繊維群との組合せ、Ａ１繊維群とＣ繊維
群およびＤ繊維群との組合せ、Ａ１繊維群とＡ２繊維群
およびＢ繊維群およびＣ繊維群との組合せ、Ａ１繊維群
とＡ２繊維群およびＢ繊維群およびＤ繊維群との組合
せ、Ａ１繊維群とＢ繊維群およびＣ繊維群およびＤ繊維
群との組合せ、Ａ１繊維群とＡ２繊維群およびＢ繊維群
およびＣ繊維群およびＤ繊維群との組合せが、好ましい
態様として挙げられる。もちろん、本発明において、例
えばＡ１繊維群のみ、Ａ２繊維群のみ、Ａ２繊維群とＢ
繊維群、Ａ２繊維群とＣ繊維群、Ａ２繊維群とＤ繊維
群、Ａ２繊維群とＢ繊維群およびＣ繊維群、Ａ２繊維群
とＢ繊維群およびＤ繊維群、Ａ２繊維群とＣ繊維群およ
びＤ繊維群、あるいはＡ２繊維群とＢ繊維群およびＣ繊
維群およびＤ繊維群といった態様も含まれ得る。
【００２６】比較的太い嵩高処理した弾性繊維（Ａ１繊
維）としては、具体的には２０〜１５０デニール、より
好ましくは３０〜１００デニールのマルチフィラメント
が好ましい。２０デニール未満では得られる管状体の強
度が十分なものとならない虞れがあり、一方、１５０デ
ニールを越えるものでは高密度の管状体が得られ難いた
めである。また、比較的細い繊維（Ａ２繊維、Ｂ繊維、
Ｃ繊維およびＤ繊維）としては、具体的には２０〜１０
０デニール、より好ましくは３０〜７５デニールのマル
チフィラメントが好ましい。２０デニール未満では捲縮
が不十分となる虞れがあり、一方、１５０デニールを越
えるものでは高密度の管状体が得られ難いためである。
フィラメント数は、いずれの場合も通常１２〜４８であ
る。しかしながら、フィラメント数は多ければ多いほど
交絡しやすく、分割糸のようにフィラメント数が多いも
のが望ましいがこれに限定されるものではない。
維）としては、具体的には２０〜１５０デニール、より
好ましくは３０〜１００デニールのマルチフィラメント
が好ましい。２０デニール未満では得られる管状体の強
度が十分なものとならない虞れがあり、一方、１５０デ
ニールを越えるものでは高密度の管状体が得られ難いた
めである。また、比較的細い繊維（Ａ２繊維、Ｂ繊維、
Ｃ繊維およびＤ繊維）としては、具体的には２０〜１０
０デニール、より好ましくは３０〜７５デニールのマル
チフィラメントが好ましい。２０デニール未満では捲縮
が不十分となる虞れがあり、一方、１５０デニールを越
えるものでは高密度の管状体が得られ難いためである。
フィラメント数は、いずれの場合も通常１２〜４８であ
る。しかしながら、フィラメント数は多ければ多いほど
交絡しやすく、分割糸のようにフィラメント数が多いも
のが望ましいがこれに限定されるものではない。
【００２７】本発明において、１種もしくはそれ以上の
嵩高処理した弾性繊維同士、１種もしくはそれ以上の嵩
高処理した弾性繊維と１種もしくはそれ以上の嵩高処理
していない弾性繊維との組合せ、または１種もしくはそ
れ以上の嵩高処理した弾性繊維と１種若しくはそれ以上
の嵩高処理した若しくはしていない非弾性繊維との組合
せのいずれかを交絡させる方法としては、捲縮の均一
性、伸縮性、製造された交絡糸の編み織り易さ、生産性
などの観点からエアージェット法を用いる。このエアー
ジェット法による交絡は外側の糸が旋回しておらず、こ
の糸が旋回しているカバーリング法による交絡と基本的
に異なる。カバーリング法によったものは、外側に巻か
れた糸が弱いと編み織り時に糸が針に引っかかり切れや
すく生産性を阻害するとともに編み織り密度の調整が困
難であり、多孔性のコントロールが困難である。また外
側に巻かれた糸が強いと伸縮性が損われやすい。しかし
ながら、エアージェット法によったものにはこのような
傾向が見られない。
嵩高処理した弾性繊維同士、１種もしくはそれ以上の嵩
高処理した弾性繊維と１種もしくはそれ以上の嵩高処理
していない弾性繊維との組合せ、または１種もしくはそ
れ以上の嵩高処理した弾性繊維と１種若しくはそれ以上
の嵩高処理した若しくはしていない非弾性繊維との組合
せのいずれかを交絡させる方法としては、捲縮の均一
性、伸縮性、製造された交絡糸の編み織り易さ、生産性
などの観点からエアージェット法を用いる。このエアー
ジェット法による交絡は外側の糸が旋回しておらず、こ
の糸が旋回しているカバーリング法による交絡と基本的
に異なる。カバーリング法によったものは、外側に巻か
れた糸が弱いと編み織り時に糸が針に引っかかり切れや
すく生産性を阻害するとともに編み織り密度の調整が困
難であり、多孔性のコントロールが困難である。また外
側に巻かれた糸が強いと伸縮性が損われやすい。しかし
ながら、エアージェット法によったものにはこのような
傾向が見られない。
【００２８】このエアージェット法による交絡の基本原
理は、２組またはそれ以上のフィラメント束をジェット
流の攪乱流にさらし、単繊維フィラメントをお互いに分
離させるとともに攪乱流内で激しく動き回るようにし、
連続して攪乱流域から張力のかからないように取出すだ
けの簡単な操作でもって、その攪乱装置から取出される
瞬間にフィラメントのゆるみによって微細なループ形
状、渦巻形状、コイル形状などが不規則に混在した捲縮
バルキー状態をもたらすものである。
理は、２組またはそれ以上のフィラメント束をジェット
流の攪乱流にさらし、単繊維フィラメントをお互いに分
離させるとともに攪乱流内で激しく動き回るようにし、
連続して攪乱流域から張力のかからないように取出すだ
けの簡単な操作でもって、その攪乱装置から取出される
瞬間にフィラメントのゆるみによって微細なループ形
状、渦巻形状、コイル形状などが不規則に混在した捲縮
バルキー状態をもたらすものである。
【００２９】本発明においては、このようにして得られ
た交絡繊維を、一般に行なわれるように繊維を織、編ま
たは組処理のいずれかまたはこれらを２つ以上併用して
管状の布帛とすることにより人工血管を得る。なお、管
状の布帛の構造としては、たて編、よこ編、三軸編、袋
織、組紐等が考えられるが特に限定されるものではな
い。
た交絡繊維を、一般に行なわれるように繊維を織、編ま
たは組処理のいずれかまたはこれらを２つ以上併用して
管状の布帛とすることにより人工血管を得る。なお、管
状の布帛の構造としては、たて編、よこ編、三軸編、袋
織、組紐等が考えられるが特に限定されるものではな
い。
【００３０】このようにして得られる本発明の人工血管
は、その内部および外部表面に微細な捲縮形状が無数に
形成されており、かつ生体血管に近似した伸縮性を有し
ているものであるが、その伸縮性としては、代表的には
１５０ｍｍＨｇの内圧を負荷したときの径方向の伸び率
が２〜１５％、より好ましくは５〜１５％、軸方向の伸
び率が２〜２０％、より好ましくは５〜１５％であると
いう条件を満たすものとなる。本発明の人工血管が、上
記したような伸び率を有するものであると、生体に移植
された際、生体血管の拍動に対する追従性が良好となる
ので、優れた抗血栓性を発揮することができる。
は、その内部および外部表面に微細な捲縮形状が無数に
形成されており、かつ生体血管に近似した伸縮性を有し
ているものであるが、その伸縮性としては、代表的には
１５０ｍｍＨｇの内圧を負荷したときの径方向の伸び率
が２〜１５％、より好ましくは５〜１５％、軸方向の伸
び率が２〜２０％、より好ましくは５〜１５％であると
いう条件を満たすものとなる。本発明の人工血管が、上
記したような伸び率を有するものであると、生体に移植
された際、生体血管の拍動に対する追従性が良好となる
ので、優れた抗血栓性を発揮することができる。
【００３１】また本発明の人工血管の管径は、使用され
る部位、種類に応じて４〜３０ｍｍ程度の幅広い範囲に
おいて任意に設定することができる。特に本発明の人工
血管の場合、その開存性が極めて良好なものであるため
に例えば管径４〜６ｍｍ程度の小口径のものであっても
十分に対応できるものである。さらに本発明の人工血管
の透水量としては、特に限定されるものではないが、１
００〜１０，０００ｃｃ／ｍｉｎ．／ｃｍ2 −１２０ｍ
ｍＨｇ、より好ましくは５００〜３０００ｃｃ／ｍｉ
ｎ．／ｃｍ2 −１２０ｍｍＨｇ程度であることが望まれ
る。
る部位、種類に応じて４〜３０ｍｍ程度の幅広い範囲に
おいて任意に設定することができる。特に本発明の人工
血管の場合、その開存性が極めて良好なものであるため
に例えば管径４〜６ｍｍ程度の小口径のものであっても
十分に対応できるものである。さらに本発明の人工血管
の透水量としては、特に限定されるものではないが、１
００〜１０，０００ｃｃ／ｍｉｎ．／ｃｍ2 −１２０ｍ
ｍＨｇ、より好ましくは５００〜３０００ｃｃ／ｍｉ
ｎ．／ｃｍ2 −１２０ｍｍＨｇ程度であることが望まれ
る。
【００３２】本発明の人工血管は、滅菌処理後直接体内
に入れ、体内で細胞・組織を付着させる方法により使用
することも、あるいは、滅菌処理後にin vitroで、宿主
血管より予め無菌的に採取された宿主生体血管壁細胞を
播種し、その管壁の表面を機能的および構造的な面から
生体血管に模倣して再構築しin vivo へ還元する方法に
より使用することも可能であり、また必要に応じて使用
に先立ち、従来公知の各種表面処理、例えば抗血栓性付
与のためのヘパリン処理、ゼラチン処理、コラーゲン処
理、アルブミン処理、フィブリン処理などを付与するこ
とが可能である。
に入れ、体内で細胞・組織を付着させる方法により使用
することも、あるいは、滅菌処理後にin vitroで、宿主
血管より予め無菌的に採取された宿主生体血管壁細胞を
播種し、その管壁の表面を機能的および構造的な面から
生体血管に模倣して再構築しin vivo へ還元する方法に
より使用することも可能であり、また必要に応じて使用
に先立ち、従来公知の各種表面処理、例えば抗血栓性付
与のためのヘパリン処理、ゼラチン処理、コラーゲン処
理、アルブミン処理、フィブリン処理などを付与するこ
とが可能である。
【００３３】
【実施例】以下、本発明を実施例によりさらに具体的に
説明するが、本発明は以下の実施例に何ら限定されるも
のではない。 実施例１ ポリブチレンテレフタレート・ポリエチレンテレフタレ
ートコンジュゲート弾性繊維（クラレ（株）製、カート
ロン、５０デニール／２４フィラメント）を仮撚り法に
より嵩高処理することによりＣＳ値が３５０％のものと
した。一方、ポリエステル通常繊維（鐘紡（株）製、３
０デニール／２４フィラメント）を仮撚り法により嵩高
処理することによりＣＳ値が４００％のものとした。こ
のように予め嵩高処理を行なったポリブチレンテレフタ
レート・ポリエチレンテレフタレートコンジュゲート弾
性繊維とポリエステル通常繊維とをエアージェット捲縮
機（愛機製作所製、ＡＴ−５０１ ＴＹＰＥ ＥＸII）
でジェット流の攪乱流にさらして、微細なループ形状、
渦巻形状、コイル形状に乱れさせお互いに交絡させて伸
縮微細捲縮加工糸（１）とした。なお、交絡処理におい
て、嵩高処理したポリブチレンテレフタレート・ポリエ
チレンテレフタレートコンジュゲート弾性繊維の送込み
比は＋２０％、嵩高処理したポリエステル繊維の送込み
比は＋６０％、巻取り送込み比は−１５％で行なった。
得られた伸縮微細捲縮加工糸（１）は、単繊維一本一本
に微細なループ形状、渦巻形状、コイル形状の微細な捲
縮形状が形成された。またこの伸縮微細捲縮加工糸
（１）の繊度は１００デニール／４８フィラメントとな
り、優れた伸縮性を示すものであった。図１にその伸長
回復率曲線を示す。伸縮微細捲縮加工糸（１）は、伸長
率７％以下で伸長弾性回復率が９０％以上であった。ま
た図２にこの伸縮微細捲縮加工糸（１）の電子顕微鏡写
真（倍率６０倍）を示す。次にこの伸縮微細捲縮加工糸
（１）を使用し、３０ゲージダブルラッセル機により管
状の布帛を作成した。組織は逆ハーフ組織で行なった。
次に、裏返し、精練、クリンプ加工を行ない内径６ｍｍ
の人工血管を製作した。得られた人工血管の編密度は縦
６５ループ／インチ、緯４３ループ／インチで、透水率
は３０００ｃｃ／ｍｉｎ．／ｃｍ2 −１２０ｍｍＨｇで
あった。また伸縮性は、１５０ｍｍＨｇの内圧を負荷し
たときの径方向の伸び率が８％、軸方向の伸び率が７％
であった。得られた人工血管の内外表面には、微細な捲
縮が数多く形成されており、またほぐれにくく安定した
組織構造のものであった。図４にこの人工血管の内壁面
の電子顕微鏡写真（倍率５０倍）を示す。
説明するが、本発明は以下の実施例に何ら限定されるも
のではない。 実施例１ ポリブチレンテレフタレート・ポリエチレンテレフタレ
ートコンジュゲート弾性繊維（クラレ（株）製、カート
ロン、５０デニール／２４フィラメント）を仮撚り法に
より嵩高処理することによりＣＳ値が３５０％のものと
した。一方、ポリエステル通常繊維（鐘紡（株）製、３
０デニール／２４フィラメント）を仮撚り法により嵩高
処理することによりＣＳ値が４００％のものとした。こ
のように予め嵩高処理を行なったポリブチレンテレフタ
レート・ポリエチレンテレフタレートコンジュゲート弾
性繊維とポリエステル通常繊維とをエアージェット捲縮
機（愛機製作所製、ＡＴ−５０１ ＴＹＰＥ ＥＸII）
でジェット流の攪乱流にさらして、微細なループ形状、
渦巻形状、コイル形状に乱れさせお互いに交絡させて伸
縮微細捲縮加工糸（１）とした。なお、交絡処理におい
て、嵩高処理したポリブチレンテレフタレート・ポリエ
チレンテレフタレートコンジュゲート弾性繊維の送込み
比は＋２０％、嵩高処理したポリエステル繊維の送込み
比は＋６０％、巻取り送込み比は−１５％で行なった。
得られた伸縮微細捲縮加工糸（１）は、単繊維一本一本
に微細なループ形状、渦巻形状、コイル形状の微細な捲
縮形状が形成された。またこの伸縮微細捲縮加工糸
（１）の繊度は１００デニール／４８フィラメントとな
り、優れた伸縮性を示すものであった。図１にその伸長
回復率曲線を示す。伸縮微細捲縮加工糸（１）は、伸長
率７％以下で伸長弾性回復率が９０％以上であった。ま
た図２にこの伸縮微細捲縮加工糸（１）の電子顕微鏡写
真（倍率６０倍）を示す。次にこの伸縮微細捲縮加工糸
（１）を使用し、３０ゲージダブルラッセル機により管
状の布帛を作成した。組織は逆ハーフ組織で行なった。
次に、裏返し、精練、クリンプ加工を行ない内径６ｍｍ
の人工血管を製作した。得られた人工血管の編密度は縦
６５ループ／インチ、緯４３ループ／インチで、透水率
は３０００ｃｃ／ｍｉｎ．／ｃｍ2 −１２０ｍｍＨｇで
あった。また伸縮性は、１５０ｍｍＨｇの内圧を負荷し
たときの径方向の伸び率が８％、軸方向の伸び率が７％
であった。得られた人工血管の内外表面には、微細な捲
縮が数多く形成されており、またほぐれにくく安定した
組織構造のものであった。図４にこの人工血管の内壁面
の電子顕微鏡写真（倍率５０倍）を示す。
【００３４】実施例２ ポリエステル・ポリエーテルブロック共重合体弾性繊維
（東レ・デュポン社製、ハイトレル、７５デニール／２
４フィラメント）を仮撚り法により嵩高処理することに
よりＣＳ値が３８０％のものとした。一方、ポリエステ
ル通常繊維（鐘紡（株）製、３０デニール／２４フィラ
メント）を仮撚り法により嵩高処理することによりＣＳ
値が４００％のものとした。このように予め嵩高処理を
行なったポリエステル・ポリエーテルブロック共重合体
弾性繊維とポリエステル通常繊維とをエアージェット捲
縮機（愛機製作所製、ＡＴ−５０１ ＴＹＰＥ ＥＸI
I）でジェット流の攪乱流にさらして、微細なループ形
状、渦巻形状、コイル形状に乱れさせお互いに交絡させ
て伸縮微細捲縮加工糸（２）とした。なお、交絡処理に
おいて、嵩高処理したポリエステル・ポリエーテルブロ
ック共重合体弾性繊維の送込み比は＋１５％、嵩高処理
したポリエステル繊維の送込み比は＋５０％、巻取り送
込み比は−１１％で行なった。得られた伸縮微細捲縮加
工糸（２）は、単繊維一本一本に微細なループ形状、渦
巻形状、コイル形状の微細な捲縮形状が形成された。ま
たこの伸縮微細捲縮加工糸（２）の繊度は１２０デニー
ル／４８フィラメントとなった。また伸縮微細捲縮加工
糸（２）は、伸長率１０％以下で伸長弾性回復率が９０
％以上であった。次にこの伸縮微細捲縮加工糸（２）を
使用し、３０ゲージダブルラッセル機により管状の布帛
を作成した。組織はダブルデンビー組織で行なった。次
に、精練、クリンプ加工を行ない内径６ｍｍの人工血管
を製作した。得られた人工血管の編密度は縦５８ループ
／インチ、緯４２ループ／インチで、透水率は２５００
ｃｃ／ｍｉｎ．／ｃｍ2 −１２０ｍｍＨｇであった。ま
た伸縮性は、１５０ｍｍＨｇの内圧を負荷したときの径
方向の伸び率が８％、軸方向の伸び率が８％であった。
得られた人工血管の内外表面には、微細な捲縮が数多く
形成されており、またほぐれにくく安定した組織構造の
ものであった。
（東レ・デュポン社製、ハイトレル、７５デニール／２
４フィラメント）を仮撚り法により嵩高処理することに
よりＣＳ値が３８０％のものとした。一方、ポリエステ
ル通常繊維（鐘紡（株）製、３０デニール／２４フィラ
メント）を仮撚り法により嵩高処理することによりＣＳ
値が４００％のものとした。このように予め嵩高処理を
行なったポリエステル・ポリエーテルブロック共重合体
弾性繊維とポリエステル通常繊維とをエアージェット捲
縮機（愛機製作所製、ＡＴ−５０１ ＴＹＰＥ ＥＸI
I）でジェット流の攪乱流にさらして、微細なループ形
状、渦巻形状、コイル形状に乱れさせお互いに交絡させ
て伸縮微細捲縮加工糸（２）とした。なお、交絡処理に
おいて、嵩高処理したポリエステル・ポリエーテルブロ
ック共重合体弾性繊維の送込み比は＋１５％、嵩高処理
したポリエステル繊維の送込み比は＋５０％、巻取り送
込み比は−１１％で行なった。得られた伸縮微細捲縮加
工糸（２）は、単繊維一本一本に微細なループ形状、渦
巻形状、コイル形状の微細な捲縮形状が形成された。ま
たこの伸縮微細捲縮加工糸（２）の繊度は１２０デニー
ル／４８フィラメントとなった。また伸縮微細捲縮加工
糸（２）は、伸長率１０％以下で伸長弾性回復率が９０
％以上であった。次にこの伸縮微細捲縮加工糸（２）を
使用し、３０ゲージダブルラッセル機により管状の布帛
を作成した。組織はダブルデンビー組織で行なった。次
に、精練、クリンプ加工を行ない内径６ｍｍの人工血管
を製作した。得られた人工血管の編密度は縦５８ループ
／インチ、緯４２ループ／インチで、透水率は２５００
ｃｃ／ｍｉｎ．／ｃｍ2 −１２０ｍｍＨｇであった。ま
た伸縮性は、１５０ｍｍＨｇの内圧を負荷したときの径
方向の伸び率が８％、軸方向の伸び率が８％であった。
得られた人工血管の内外表面には、微細な捲縮が数多く
形成されており、またほぐれにくく安定した組織構造の
ものであった。
【００３５】実施例３ ポリエステル・ポリエステル共重合体弾性繊維（東洋紡
（株）製、ペルプレン、７５デニール／２４フィラメン
ト）を仮撚り法により嵩高処理することによりＣＳ値が
３２０％のものとした。このように予め嵩高処理を行な
ったポリエステル・ポリエーテルブロック共重合体弾性
繊維と生糸のポリエステル通常繊維（鐘紡（株）製、３
０デニール／２４フィラメント）とをエアージェット捲
縮機（愛機製作所製、ＡＴ−５０１ ＴＹＰＥ ＥＸI
I）でジェット流の攪乱流にさらして、微細なループ形
状、渦巻形状、コイル形状に乱れさせお互いに交絡させ
て伸縮微細捲縮加工糸（３）とした。なお、交絡処理に
おいて、嵩高処理したポリエステル・ポリエステル共重
合体弾性繊維の送込み比は＋１０％、生糸のポリエステ
ル繊維の送込み比は＋３０％、巻取り送込み比は−５％
で行なった。得られた伸縮微細捲縮加工糸（３）は、単
繊維一本一本に微細なループ形状、渦巻形状、コイル形
状の微細な捲縮形状が形成された。またこの伸縮微細捲
縮加工糸（３）の繊度は１１５デニール／４８フィラメ
ントとなった。また伸縮微細捲縮加工糸（３）は、伸長
率８％以下で伸長弾性回復率が９０％以上であった。次
にこの伸縮微細捲縮加工糸（２）を使用し、３０ゲージ
ダブルラッセル機により管状の布帛を作成した。組織は
逆ハーフ組織で行なった。次に、裏返し、精練、クリン
プ加工を行ない内径６ｍｍの人工血管を製作した。得ら
れた人工血管の編密度は縦６０ループ／インチ、緯４２
ループ／インチで、透水率は２８００ｃｃ／ｍｉｎ．／
ｃｍ2 −１２０ｍｍＨｇであった。また伸縮性は、１５
０ｍｍＨｇの内圧を負荷したときの径方向の伸び率が１
０％、軸方向の伸び率が１１％であった。得られた人工
血管の内外表面には、微細な捲縮が数多く形成されてお
り、またほぐれにくく安定した組織構造のものであっ
た。
（株）製、ペルプレン、７５デニール／２４フィラメン
ト）を仮撚り法により嵩高処理することによりＣＳ値が
３２０％のものとした。このように予め嵩高処理を行な
ったポリエステル・ポリエーテルブロック共重合体弾性
繊維と生糸のポリエステル通常繊維（鐘紡（株）製、３
０デニール／２４フィラメント）とをエアージェット捲
縮機（愛機製作所製、ＡＴ−５０１ ＴＹＰＥ ＥＸI
I）でジェット流の攪乱流にさらして、微細なループ形
状、渦巻形状、コイル形状に乱れさせお互いに交絡させ
て伸縮微細捲縮加工糸（３）とした。なお、交絡処理に
おいて、嵩高処理したポリエステル・ポリエステル共重
合体弾性繊維の送込み比は＋１０％、生糸のポリエステ
ル繊維の送込み比は＋３０％、巻取り送込み比は−５％
で行なった。得られた伸縮微細捲縮加工糸（３）は、単
繊維一本一本に微細なループ形状、渦巻形状、コイル形
状の微細な捲縮形状が形成された。またこの伸縮微細捲
縮加工糸（３）の繊度は１１５デニール／４８フィラメ
ントとなった。また伸縮微細捲縮加工糸（３）は、伸長
率８％以下で伸長弾性回復率が９０％以上であった。次
にこの伸縮微細捲縮加工糸（２）を使用し、３０ゲージ
ダブルラッセル機により管状の布帛を作成した。組織は
逆ハーフ組織で行なった。次に、裏返し、精練、クリン
プ加工を行ない内径６ｍｍの人工血管を製作した。得ら
れた人工血管の編密度は縦６０ループ／インチ、緯４２
ループ／インチで、透水率は２８００ｃｃ／ｍｉｎ．／
ｃｍ2 −１２０ｍｍＨｇであった。また伸縮性は、１５
０ｍｍＨｇの内圧を負荷したときの径方向の伸び率が１
０％、軸方向の伸び率が１１％であった。得られた人工
血管の内外表面には、微細な捲縮が数多く形成されてお
り、またほぐれにくく安定した組織構造のものであっ
た。
【００３６】比較例１ ポリエステル通常繊維（東洋紡（株）製、１００デニー
ル／３６フィラメント）を仮撚り法により嵩高処理する
ことによりＣＳ値が４００％のものとした。図１に、実
施例１で得られた伸縮微細捲縮加工糸（１）に伸長回復
率との比較のために、この嵩高処理したポリエステル通
常繊維の伸長回復率曲線も合せて示す。また図３に、嵩
高処理したポリエステル通常繊維の電子顕微鏡写真（倍
率６０倍）を示す。次にこの嵩高処理したポリエステル
通常繊維を使用し、３０ゲージダブルラッセル機により
管状の布帛を作成した。組織は逆ハーフ組織で行なっ
た。次に、裏返し、精練、クリンプ加工を行ない内径６
ｍｍの人工血管を製作した。得られた人工血管の編密度
は縦６４ループ／インチ、緯４８ループ／インチで、透
水率は３４００ｃｃ／ｍｉｎ．／ｃｍ2 −１２０ｍｍＨ
ｇであった。また伸縮性は、１５０ｍｍＨｇの内圧を負
荷したときの径方向の伸び率が０％、軸方向の伸び率が
１％であった。図５に、得られた人工血管の内壁面の電
子顕微鏡写真（倍率５０倍）を示す。
ル／３６フィラメント）を仮撚り法により嵩高処理する
ことによりＣＳ値が４００％のものとした。図１に、実
施例１で得られた伸縮微細捲縮加工糸（１）に伸長回復
率との比較のために、この嵩高処理したポリエステル通
常繊維の伸長回復率曲線も合せて示す。また図３に、嵩
高処理したポリエステル通常繊維の電子顕微鏡写真（倍
率６０倍）を示す。次にこの嵩高処理したポリエステル
通常繊維を使用し、３０ゲージダブルラッセル機により
管状の布帛を作成した。組織は逆ハーフ組織で行なっ
た。次に、裏返し、精練、クリンプ加工を行ない内径６
ｍｍの人工血管を製作した。得られた人工血管の編密度
は縦６４ループ／インチ、緯４８ループ／インチで、透
水率は３４００ｃｃ／ｍｉｎ．／ｃｍ2 −１２０ｍｍＨ
ｇであった。また伸縮性は、１５０ｍｍＨｇの内圧を負
荷したときの径方向の伸び率が０％、軸方向の伸び率が
１％であった。図５に、得られた人工血管の内壁面の電
子顕微鏡写真（倍率５０倍）を示す。
【００３７】実施例４ 実施例１において作製された内径６ｍｍの人工血管（長
さ５ｃｍ）を、雑種成犬の頸動脈に移植した。移植に先
立ち、滅菌後、宿主犬の血液を用いて、目詰め操作（プ
レクロッティング処理）を行なった。移植時の縫合操作
にあたり、針の刺入は容易で、また断端のほつれは認め
られなかった。移植１ヶ月後にサンプルを取出したが、
人工血管の拡張は無く、また人工血管の壁内には、細胞
成分の侵入が観察され、血流面は、全面にわたり内皮細
胞で覆われていた。また吻合部および人工血管の全長に
わたり内膜の肥厚は見られなかった。また実施例２およ
び３において作製された人工血管を上記と同様にして犬
の頸動脈に移植し、観察を行なったが、実施例１のもの
を移植した場合とほぼ同様の良好な結果が得られた。
さ５ｃｍ）を、雑種成犬の頸動脈に移植した。移植に先
立ち、滅菌後、宿主犬の血液を用いて、目詰め操作（プ
レクロッティング処理）を行なった。移植時の縫合操作
にあたり、針の刺入は容易で、また断端のほつれは認め
られなかった。移植１ヶ月後にサンプルを取出したが、
人工血管の拡張は無く、また人工血管の壁内には、細胞
成分の侵入が観察され、血流面は、全面にわたり内皮細
胞で覆われていた。また吻合部および人工血管の全長に
わたり内膜の肥厚は見られなかった。また実施例２およ
び３において作製された人工血管を上記と同様にして犬
の頸動脈に移植し、観察を行なったが、実施例１のもの
を移植した場合とほぼ同様の良好な結果が得られた。
【００３８】比較例２ 比較例１において作製された内径６ｍｍの人工血管（長
さ５ｃｍ）を、実施例４と同様にプレクロッティング処
理後、雑種成犬の頸動脈に移植した。移植１ヶ月後にサ
ンプルを取出したが、人工血管の内腔面には、局所的な
血栓の付着が認められ、十分な器質化が行なわれたとは
いい難いものであった。また吻合部における内膜がやや
肥厚しており、長期移植後での閉塞が懸念された。
さ５ｃｍ）を、実施例４と同様にプレクロッティング処
理後、雑種成犬の頸動脈に移植した。移植１ヶ月後にサ
ンプルを取出したが、人工血管の内腔面には、局所的な
血栓の付着が認められ、十分な器質化が行なわれたとは
いい難いものであった。また吻合部における内膜がやや
肥厚しており、長期移植後での閉塞が懸念された。
【００３９】
【発明の効果】以上述べたように、本発明は繊維を織、
編または組処理のいずれかまたはこれらを２つ以上併用
して管状とすることにより得られる人工血管において、
前記繊維として、１種もしくはそれ以上の予め嵩高処理
した弾性繊維同士、１種もしくはそれ以上の予め嵩高処
理した弾性繊維と１種もしくはそれ以上の予め嵩高処理
していない弾性繊維との組合せ、または１種もしくはそ
れ以上の予め嵩高処理した弾性繊維と１種若しくはそれ
以上の嵩高処理した若しくはしていない非弾性繊維との
組合せのいずれかに、管状とするための前記織、編また
は組処理に先立ちエアージェット交絡にて微細な捲縮を
付与してなるものを用いたことを特徴とするあるいは、
前記繊維として弾性繊維を芯としその周囲に弾性繊維ま
たは非弾性繊維を合せて作製された交絡繊維を用い、１
５０ｍｍＨｇの内圧を負荷したときの径方向の伸び率を
２〜１５％、軸方向の伸び率を２〜２０％としたことを
特徴とするものであり、その内外表面には、微細なルー
プ形状、渦巻形状、コイル形状などの捲縮が無数に形成
されるために、細胞・組織が付着しやすく、高治癒性を
有するものである。また生体血管に近似した伸縮性を示
すために生体血管の拍動に対する追従性が良好であり、
優れた抗血栓性を発揮し開存性に優れたものとなる。ま
たこのように微細な捲縮を有する交絡繊維により管状体
を形成するために、織、編、組処理された繊維同志がお
互いに絡み合い、ほつれにくく管状構造が安定に保持さ
れる。さらに、本発明の人工血管において、前記弾性繊
維および／または非弾性繊維がいずれもポリエステル系
繊維であり、また前記繊維として、２０〜１５０デニー
ルのマルチフィラメントの嵩高処理した弾性繊維を少な
くとも１種と、２０〜１００デニールのマルチフィラメ
ントの嵩高処理した若しくはしていない弾性繊維または
嵩高処理した若しくはしていない非弾性繊維を少なくと
も１種用いて交絡させたものを用いる態様においては、
より良好な開存性および細胞・組織付着性が得られるも
のとなる。
編または組処理のいずれかまたはこれらを２つ以上併用
して管状とすることにより得られる人工血管において、
前記繊維として、１種もしくはそれ以上の予め嵩高処理
した弾性繊維同士、１種もしくはそれ以上の予め嵩高処
理した弾性繊維と１種もしくはそれ以上の予め嵩高処理
していない弾性繊維との組合せ、または１種もしくはそ
れ以上の予め嵩高処理した弾性繊維と１種若しくはそれ
以上の嵩高処理した若しくはしていない非弾性繊維との
組合せのいずれかに、管状とするための前記織、編また
は組処理に先立ちエアージェット交絡にて微細な捲縮を
付与してなるものを用いたことを特徴とするあるいは、
前記繊維として弾性繊維を芯としその周囲に弾性繊維ま
たは非弾性繊維を合せて作製された交絡繊維を用い、１
５０ｍｍＨｇの内圧を負荷したときの径方向の伸び率を
２〜１５％、軸方向の伸び率を２〜２０％としたことを
特徴とするものであり、その内外表面には、微細なルー
プ形状、渦巻形状、コイル形状などの捲縮が無数に形成
されるために、細胞・組織が付着しやすく、高治癒性を
有するものである。また生体血管に近似した伸縮性を示
すために生体血管の拍動に対する追従性が良好であり、
優れた抗血栓性を発揮し開存性に優れたものとなる。ま
たこのように微細な捲縮を有する交絡繊維により管状体
を形成するために、織、編、組処理された繊維同志がお
互いに絡み合い、ほつれにくく管状構造が安定に保持さ
れる。さらに、本発明の人工血管において、前記弾性繊
維および／または非弾性繊維がいずれもポリエステル系
繊維であり、また前記繊維として、２０〜１５０デニー
ルのマルチフィラメントの嵩高処理した弾性繊維を少な
くとも１種と、２０〜１００デニールのマルチフィラメ
ントの嵩高処理した若しくはしていない弾性繊維または
嵩高処理した若しくはしていない非弾性繊維を少なくと
も１種用いて交絡させたものを用いる態様においては、
より良好な開存性および細胞・組織付着性が得られるも
のとなる。
【００４０】さらに、本発明は、繊維を織、編または組
処理のいずれかまたはこれらを２つ以上併用して管状と
することよりなる人工血管の製造方法において、前記
織、編または組処理に先立ち、１種もしくはそれ以上の
予め嵩高処理した弾性繊維同士、１種もしくはそれ以上
の予め嵩高処理した弾性繊維と１種もしくはそれ以上の
予め嵩高処理していない弾性繊維との組合せ、または１
種もしくはそれ以上の予め嵩高処理した弾性繊維と１種
若しくはそれ以上の嵩高処理した若しくはしていない非
弾性繊維との組合せのいずれかに対し、エアージェット
交絡を行なって微細な捲縮を付与してなる交絡繊維と
し、これを前記繊維として用いることを特徴とする人工
血管の製造方法であるから、上記のごとく優れた特性を
有する人工血管を容易に製造できるものであり、さらに
本発明の人工血管の製造方法においては、織、編、組処
理に先立ち、繊維に微細な捲縮を付与するために、透水
性、形状保持性、硬さ軟らかさなどの調整が容易に行な
われ得るものであり、代用しようとする生体血管の部
位、種類等に応じて細かい対応が図れるものである。
処理のいずれかまたはこれらを２つ以上併用して管状と
することよりなる人工血管の製造方法において、前記
織、編または組処理に先立ち、１種もしくはそれ以上の
予め嵩高処理した弾性繊維同士、１種もしくはそれ以上
の予め嵩高処理した弾性繊維と１種もしくはそれ以上の
予め嵩高処理していない弾性繊維との組合せ、または１
種もしくはそれ以上の予め嵩高処理した弾性繊維と１種
若しくはそれ以上の嵩高処理した若しくはしていない非
弾性繊維との組合せのいずれかに対し、エアージェット
交絡を行なって微細な捲縮を付与してなる交絡繊維と
し、これを前記繊維として用いることを特徴とする人工
血管の製造方法であるから、上記のごとく優れた特性を
有する人工血管を容易に製造できるものであり、さらに
本発明の人工血管の製造方法においては、織、編、組処
理に先立ち、繊維に微細な捲縮を付与するために、透水
性、形状保持性、硬さ軟らかさなどの調整が容易に行な
われ得るものであり、代用しようとする生体血管の部
位、種類等に応じて細かい対応が図れるものである。
【図１】は、本発明の人工血管の一実施例において用い
られた伸縮微細捲縮加工糸の伸長回復率曲線および比較
例の人工血管において用いられた嵩高処理したポリエル
テル通常繊維の伸長回復曲線を示すグラフ、
られた伸縮微細捲縮加工糸の伸長回復率曲線および比較
例の人工血管において用いられた嵩高処理したポリエル
テル通常繊維の伸長回復曲線を示すグラフ、
【図２】は、本発明の人工血管の一実施例において用い
られた伸縮微細捲縮加工糸の繊維形状を示す電子顕微鏡
写真、
られた伸縮微細捲縮加工糸の繊維形状を示す電子顕微鏡
写真、
【図３】は、比較例の人工血管において用いられた崇高
処理したポリエステル通常繊維の繊維形状を示す電子顕
微鏡写真、
処理したポリエステル通常繊維の繊維形状を示す電子顕
微鏡写真、
【図４】は本発明の人工血管の一実施例の内壁面の繊維
形状を示す電子顕微鏡写真、
形状を示す電子顕微鏡写真、
【図５】は比較例の人工血管の内壁面の繊維形状を示す
電子顕微鏡写真である。
電子顕微鏡写真である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き 審査官 弘實 謙二 (56)参考文献 特開 平１−274756（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−115555（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−62153（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61F 2/06 A61L 27/00 ＷＰＩ（ＤＩＡＬＯＧ)
Claims (5)
- 【請求項１】 繊維を織、編または組処理のいずれかま
たはこれらを２つ以上併用して管状とすることにより得
られる人工血管において、前記繊維として、１種もしく
はそれ以上の予め嵩高処理したポリエステル系弾性繊維
同士、１種もしくはそれ以上の予め嵩高処理したポリエ
ステル系弾性繊維と１種もしくはそれ以上の予め嵩高処
理していないポリエステル系弾性繊維との組合せ、また
は１種もしくはそれ以上の予め嵩高処理したポリエステ
ル系弾性繊維と１種若しくはそれ以上の嵩高処理した若
しくはしていない非弾性繊維との組合わせのいずれか
に、管状とするための前記織、編または組処理に先立ち
エアージェット交絡にて微細な捲縮を付与してなるもの
を用いたことを特徴とする人工血管。 - 【請求項２】 繊維を織、編または組処理のいずれかま
たはこれらを２つ以上併用して管状とすることにより得
られる人工血管であって、前記繊維として弾性繊維を芯
としその周囲に弾性繊維または非弾性繊維を合わせて作
製された交絡繊維を用い、１５０ｍｍＨｇの内圧を負荷
したときの径方向の伸び率を２〜１５％、軸方向の伸び
率を２〜２０％としたことを特徴とする人工血管。 - 【請求項３】 前記弾性繊維が伸長弾性回復率が９０％
以下となるための伸長率が２％以上の繊維であり、また
前記非弾性繊維が伸長弾性回復率が９０％以下となるた
め伸長率が２％未満の繊維である請求項１または２に記
載の人工血管。 - 【請求項４】 前記繊維として、２０〜１５０デニール
のマルチフィラメントの嵩高処理した弾性繊維を少なく
とも１種と、２０〜１００デニールのマルチフィラメン
トの嵩高処理した若しくはしていない弾性繊維または嵩
高処理した若しくはしていない非弾性繊維を少なくとも
１種を用いて交絡させたものを用いるものである請求項
１〜３のいずれかに記載の人工血管。 - 【請求項５】 繊維を織、編または組処理のいずれかま
たはこれらを２つ以上併用して管状とすることにより得
られる人工血管において、前記繊維として、１種もしく
はそれ以上の予め嵩高処理したポリエステル系弾性繊維
同士、１種もしくはそれ以上の予め嵩高処理したポリエ
ステル系弾性繊維と１種もしくはそれ以上の予め嵩高処
理していないポリエステル系弾性繊維との組合せ、また
は１種もしくはそれ以上の予め嵩高処理したポリエステ
ル系弾性繊維と１種若しくはそれ以上の嵩高処理した若
しくはしていない非弾性繊維との組合わせのいずれか
に、管状とするための前記織、編または組処理に先立ち
エアージェット交絡にて微細な捲縮を付与してなるもの
を用いたことを特徴とする人工血管の製造方法。
Priority Applications (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5580291A JP3165166B2 (ja) | 1991-02-27 | 1991-02-27 | 人工血管およびその製造方法 |
| EP19920400516 EP0501890B2 (en) | 1991-02-27 | 1992-02-27 | Method for production of a vascular prosthesis |
| AU11314/92A AU636265B2 (en) | 1991-02-27 | 1992-02-27 | Vascular prostheses and method for production thereof |
| DE69211184T DE69211184T3 (de) | 1991-02-27 | 1992-02-27 | Verfahren zur Herstellung einer Gefässprothese |
| US08/236,149 US5476507A (en) | 1991-02-27 | 1994-05-02 | Vascular prostheses |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5580291A JP3165166B2 (ja) | 1991-02-27 | 1991-02-27 | 人工血管およびその製造方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05237140A JPH05237140A (ja) | 1993-09-17 |
| JP3165166B2 true JP3165166B2 (ja) | 2001-05-14 |
Family
ID=13009052
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5580291A Expired - Lifetime JP3165166B2 (ja) | 1991-02-27 | 1991-02-27 | 人工血管およびその製造方法 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5476507A (ja) |
| EP (1) | EP0501890B2 (ja) |
| JP (1) | JP3165166B2 (ja) |
| AU (1) | AU636265B2 (ja) |
| DE (1) | DE69211184T3 (ja) |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5562725A (en) * | 1992-09-14 | 1996-10-08 | Meadox Medicals Inc. | Radially self-expanding implantable intraluminal device |
| WO1994021197A1 (en) * | 1993-03-25 | 1994-09-29 | C.R. Bard, Inc. | Vascular graft |
| US5913894A (en) * | 1994-12-05 | 1999-06-22 | Meadox Medicals, Inc. | Solid woven tubular prosthesis |
| US5741332A (en) * | 1995-01-23 | 1998-04-21 | Meadox Medicals, Inc. | Three-dimensional braided soft tissue prosthesis |
| US6193745B1 (en) * | 1995-10-03 | 2001-02-27 | Medtronic, Inc. | Modular intraluminal prosteheses construction and methods |
| US5824037A (en) * | 1995-10-03 | 1998-10-20 | Medtronic, Inc. | Modular intraluminal prostheses construction and methods |
| US6689162B1 (en) * | 1995-10-11 | 2004-02-10 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Braided composite prosthesis |
| ATE290832T1 (de) | 1996-01-05 | 2005-04-15 | Medtronic Inc | Expandierbare endoluminale prothesen |
| US5843158A (en) * | 1996-01-05 | 1998-12-01 | Medtronic, Inc. | Limited expansion endoluminal prostheses and methods for their use |
| US5824047A (en) * | 1996-10-11 | 1998-10-20 | C. R. Bard, Inc. | Vascular graft fabric |
| US5957974A (en) * | 1997-01-23 | 1999-09-28 | Schneider (Usa) Inc | Stent graft with braided polymeric sleeve |
| JP2003201653A (ja) * | 2002-01-07 | 2003-07-18 | Toyobo Co Ltd | ポリエステル経編地 |
| US8088156B2 (en) * | 2003-10-07 | 2012-01-03 | Cordis Corporation | Graft material attachment device and method |
| US20070196420A1 (en) * | 2006-02-17 | 2007-08-23 | Dwyer Clifford J | Fibers and yarns useful for constructing graft materials |
| JP2010273734A (ja) * | 2009-05-26 | 2010-12-09 | Senko Medical Instr Mfg Co Ltd | ステントグラフト、人工血管、生体埋込材料、複合糸、及び複合糸、生体埋込材料の製造方法 |
| WO2013172021A1 (ja) * | 2012-05-14 | 2013-11-21 | 福井経編興業株式会社 | 人工血管及びその製造方法 |
| US10314696B2 (en) | 2015-04-09 | 2019-06-11 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Prosthetic heart valves having fiber reinforced leaflets |
| US10716671B2 (en) | 2015-07-02 | 2020-07-21 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Prosthetic heart valve composed of composite fibers |
| WO2017200920A1 (en) | 2016-05-19 | 2017-11-23 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Prosthetic valves, valve leaflets and related methods |
| CN110494170A (zh) | 2017-04-25 | 2019-11-22 | 波士顿科学国际有限公司 | 生物相容性聚异丁烯-纤维复合材料和方法 |
| WO2020126804A1 (en) * | 2018-12-20 | 2020-06-25 | Actega Ds Gmbh | Thermoplastic elastomer composition |
| US12245935B2 (en) | 2019-11-26 | 2025-03-11 | Boston Scientific Limited | Composite web-polymer heart valve |
| WO2021182060A1 (ja) * | 2020-03-09 | 2021-09-16 | 東レ株式会社 | 医療用織物、その製造方法、人工器官およびステントグラフト |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4047252A (en) * | 1976-01-29 | 1977-09-13 | Meadox Medicals, Inc. | Double-velour synthetic vascular graft |
| US4226079A (en) * | 1978-05-04 | 1980-10-07 | Du Pont Canada Inc. | Heather yarn made by combining polyester and polyamide yarns |
| JPS59225052A (ja) * | 1983-06-07 | 1984-12-18 | 東レ株式会社 | 人工血管 |
| JPS6145765A (ja) * | 1984-08-07 | 1986-03-05 | 宇部興産株式会社 | 血管補綴物及びその製造方法 |
| JPS6192666A (ja) * | 1984-10-15 | 1986-05-10 | 東レ株式会社 | 人工血管 |
| US4792336A (en) * | 1986-03-03 | 1988-12-20 | American Cyanamid Company | Flat braided ligament or tendon implant device having texturized yarns |
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| US4965110A (en) * | 1988-06-20 | 1990-10-23 | Ethicon, Inc. | Electrostatically produced structures and methods of manufacturing |
| GB2222954B (en) * | 1988-08-31 | 1991-11-13 | Ethicon Inc | Tubular implant and process for the production thereof |
| DE3830481A1 (de) * | 1988-09-08 | 1990-03-22 | Ethicon Gmbh | Schlauchfoermiges implantat, sowie verfahren zu dessen herstellung |
-
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- 1991-02-27 JP JP5580291A patent/JP3165166B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1992
- 1992-02-27 AU AU11314/92A patent/AU636265B2/en not_active Ceased
- 1992-02-27 EP EP19920400516 patent/EP0501890B2/en not_active Expired - Lifetime
- 1992-02-27 DE DE69211184T patent/DE69211184T3/de not_active Expired - Lifetime
-
1994
- 1994-05-02 US US08/236,149 patent/US5476507A/en not_active Expired - Lifetime
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| US5476507A (en) | 1995-12-19 |
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| DE69211184D1 (de) | 1996-07-11 |
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