JP3687995B2 - Artificial blood vessel and a method of manufacturing the same - Google Patents

Artificial blood vessel and a method of manufacturing the same Download PDF

Info

Publication number
JP3687995B2
JP3687995B2 JP17109594A JP17109594A JP3687995B2 JP 3687995 B2 JP3687995 B2 JP 3687995B2 JP 17109594 A JP17109594 A JP 17109594A JP 17109594 A JP17109594 A JP 17109594A JP 3687995 B2 JP3687995 B2 JP 3687995B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
elastin
artificial blood
blood vessel
water
soluble
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
JP17109594A
Other languages
Japanese (ja)
Other versions
JPH0833661A (en
Inventor
秀昭 浅井
速雄 田中
唯博 笹嶋
Original Assignee
住友ベークライト株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 住友ベークライト株式会社 filed Critical 住友ベークライト株式会社
Priority to JP17109594A priority Critical patent/JP3687995B2/en
Publication of JPH0833661A publication Critical patent/JPH0833661A/en
Application granted granted Critical
Publication of JP3687995B2 publication Critical patent/JP3687995B2/en
Anticipated expiration legal-status Critical
Application status is Expired - Fee Related legal-status Critical

Links

Description

【0001】 [0001]
【産業上の利用分野】 BACKGROUND OF THE INVENTION
本発明は、血管疾患の治療に際して、生体血管のバイパス術や置換術に使用される人工血管に関するものである。 The present invention, in the treatment of vascular disease, it relates to an artificial blood vessel used for bypass surgery and replacement of the living vessel. 更に詳しくは、生体血管の内弾性板に類似した構造を人工血管の内腔面に形成することによって、血液の凝固と血漿蛋白の付着を抑制し、小口径でも内膜肥厚を起こさず、高い開存性を有する人工血管及びその製造方法に関するものである。 More specifically, by forming a structure similar to the internal elastic lamina of a biological vessel inside surface of the artificial blood vessel, to inhibit the attachment of coagulation and plasma proteins of the blood, without causing intimal thickening in small diameter, high it relates an artificial blood vessel, and a manufacturing method thereof patency.
【0002】 [0002]
【従来の技術】 BACKGROUND OF THE INVENTION
近年、食生活の向上による糖尿病の増加や高齢化などにより、閉塞性動脈硬化症などの血管疾患が増加してきており、代用血管を用いた血行再建術が盛んに行われている。 Recently, due to an increase and aging of diabetes by diet improve vascular diseases such as arteriosclerosis obliterans has been increasing, revascularization has been actively using vascular graft. このような状況の中で様々な人工血管が開発されており、胸部大動脈や腹部大動脈、大腿動脈等の再建に使用できる、内径7〜38mmの大口径人工血管は既に実用化されている。 A variety of such artificial blood vessels have been developed in the context, the thoracic aorta and abdominal aorta, can be used to reconstruct the femoral artery, etc., large diameter artificial blood vessel inner diameter 7~38mm have already been put to practical use. しかしながら、虚血性心疾患の患者の救命の為の冠状動脈の再建や膝下の膝窩動脈や脛骨動脈の再建には、専ら自家内胸動脈や大伏在静脈に頼っており、内径3〜6mmの小口径人工血管の開発が望まれているが、これらの再建に満足して使用できる小口径人工血管は未だ開発されていないのが現状である。 However, the reconstruction of the popliteal and tibial arteries of reconstruction and below-the-knee of coronary artery for life-saving in patients with ischemic heart disease is solely rely on self within the mammary artery and the great saphenous vein, the inner diameter 3~6mm While the development of small diameter vascular prosthesis is desired, small-diameter artificial blood vessels which can be used to satisfy these reconstruction at present has not been developed yet.
【0003】 [0003]
人工血管に必要な性能として、優れた抗血栓性を有し、血栓による閉塞を生じないことと、優れた組織適合性を有し、早期に内膜や外膜が形成され安定化することが求められる。 As performance required for artificial blood vessels, have excellent antithrombotic properties, and it does not cause clogging by thrombi, has excellent tissue compatibility, be stabilized inner membrane and outer membrane are formed early Desired. 小口径人工血管では、特に血栓閉塞を免れるため優れた抗血栓性が不可欠の特性となるが、抗血栓性の高い人工血管ほど吻合部の組織過形成、即ち吻合部内膜肥厚を高度に形成して閉塞する。 The small-diameter artificial blood vessels, in particular but excellent antithrombotic For the avoidance of thromboembolic the essential characteristics, hyperplasia anastomotic higher artificial blood vessels antithrombotic, i.e. highly form an anastomosis portion intimal hyperplasia to close in. 即ち抗血栓性と組織適合性は相反する特性であり、抗血栓性の高い材料は組織適合性が悪く、また、抗血栓性の高い材料の組織適合性を高めることは難しい(笹嶋唯博、NIKKEI MEDICAL、1992年、2月10日号)。 That antithrombotic histocompatible are contradictory properties, highly antithrombogenic material has poor tissue compatibility, also, it is difficult to increase the tissue compatibility of high antithrombotic material (Sasajima YuiHiroshi, NIKKEI MEDICAL, 1992 year, February 10, 2008). 小口径では内腔が細いことと血流量が少ないことから、僅かな血栓や内膜肥厚の形成が閉塞原因となり、優れた抗血栓性と組織適合性の両立は小口径人工血管の開発における重要な課題である。 Since thin that the blood flow lumen is small in small diameter, the formation of small blood clots and intimal thickening causes clogging, the compatibility of histocompatibility excellent antithrombotic important in the development of small-diameter artificial blood vessels it is a problem.
【0004】 [0004]
例えば、ダクロン人工血管は組織適合性は良好であるが抗血栓性は不十分であり、小口径人工血管には使用できない。 For example, Dacron artificial blood vessel is insufficient but antithrombotic histocompatibility is good, can not be used for small-diameter artificial blood vessel. 一方、fibril length 30μ以下の ePTFE(延伸テフロン)製人工血管は抗血栓性が比較的良好であるが、吻合部内膜肥厚を形成しやすく、有孔度を高めて組織適合性を付与すれば抗血栓性が低下して、低血流量域では早期に血栓閉塞する。 On the other hand, fibril length 30.mu. following ePTFE (stretched Teflon) made artificial blood vessel is antithrombotic is relatively good, easy to form an anastomosis portion intimal thickening, if impart tissue compatibility to enhance porosity and antithrombotic is reduced, in a low blood flow rate region to thromboembolic early. また、最近数種の化学修飾生体由来代用血管が開発されており、あるものは極めて良好な抗血栓性を示すが構造的に組織適合性が不良で、やはり何れも移植後数ケ月で吻合部内膜肥厚を生じて、その多くは閉塞に至るという問題を有している。 In addition, a several chemically modified biological vascular grafts recently been developed, some are extremely show good anti-thrombotic but structurally histocompatibility bad again anastomosis both in several months after implantation caused intimal thickening, many of which disadvantageously leads to blockage.
【0005】 [0005]
【発明が解決しようとする課題】 [Problems that the Invention is to Solve
本発明は、従来の人工血管このような問題点を解決しようとするものである。 The present invention is intended to solve the conventional artificial blood vessel such problems. ヒト臍帯静脈は発達したエラスチンを主成分とする内弾性板を有するが、これを化学固定したヒト臍帯静脈グラフトは、採取時や化学固定時に内弾性板が損傷、剥離され、この剥離部では血栓形成が顕著で、これに伴った内膜肥厚を発生するのに対して、内弾性板が温存されている部分は高い抗血栓性を示し、吻合部では内膜肥厚を発生しないことから、組織適合性も優れていることが示された(笹嶋唯博ら、人工臓器, 20 (2),414−419(1991))。 Human umbilical vein has an inner elastic plate composed mainly of elastin developed, which chemical fixed human umbilical vein grafts, internal elastic lamina damage during harvesting or during chemical fixation, it is stripped and thrombus at the peeling portion formation remarkable for among generate the intimal thickening that along with this, the portion where the internal elastic lamina is preserved show high anti-thrombotic, since it does not generate intimal thickening in anastomosis, tissue it is also excellent compatibility was shown (Sasajima YuiHiroshira, artificial organs, 20 (2), 414-419 (1991)). これらの研究結果を背景として、エラスチン内膜の人工血管としての生物学的適合性に着目するとともに、生体由来のエラスチンを用いることで、人工血管内腔面に均一に内弾性板に匹敵する膜面を構築できることを見出し、鋭意研究して本発明を完成するに至ったものである。 Against the background of these findings, as well as focusing on biocompatible artificial blood vessels elastin intima, by using the elastin-derived biological membrane comparable to uniformly internal elastic lamina into the artificial blood vessel luminal surface found to be able to construct a surface, it has been led to completion of the present invention conducted extensive research.
【0006】 [0006]
【課題を解決するための手段】 In order to solve the problems]
即ち本発明は、合成樹脂を管状にして作製した人工血管基材の内腔面に、水溶性エラスチンを架橋剤によって架橋して得られるエラスチン層を有するか、又は架橋剤によって架橋されたゼラチン層もしくはコラーゲン層を設け、更にその上に水溶性エラスチンを架橋剤によって架橋して形成されたエラスチン層を有する人工血管と、その製造方法に関するものである。 The present invention provides a luminal surface of the vascular prosthesis substrate was prepared by the synthetic resin tubular, or have elastin layer obtained by crosslinking with a crosslinking agent a water-soluble elastin, or gelatin layer that has been crosslinked by a crosslinking agent or collagen layer is provided, to a further artificial blood vessel having an elastin layer which is formed by crosslinking with a crosslinking agent a water-soluble elastin thereon, a manufacturing method thereof.
【0007】 [0007]
本発明で用いる人工血管基材は、血液の流路としてマクロファージなどの放出する過酸化物分解酵素や加水分解酵素の存在する生体内に長期間留置するため、生体内で酵素などにより分解されず、かつ毒性がなく、また血圧の変動に充分耐えられる材料であることが必要で、その材質としては、ポリウレタン、ポリエステル、ポリテトラフルオロエチレンなどの合成樹脂が好ましい。 Artificial blood vessel base material used in the present invention, since a long time left in the body in the presence of a peroxide decomposing enzyme and hydrolyzing enzyme that releases such as macrophages as the blood flow path, without being degraded, such as by an enzyme in vivo and non-toxic, also needs to be sufficient withstand material to changes in blood pressure, as the material thereof, polyurethane, polyester, synthetic resins such as polytetrafluoroethylene is preferable. 特にポリウレタンは、生体血管に近いコンプライアンスが得られるため好ましい。 In particular polyurethane is preferred because near biological vascular compliance is obtained. また、管状に作製した人工血管基材の内腔面に、ゼラチン、コラーゲン、エラスチン等を強固に固定するためには、内腔面の構造は多孔性、繊維を編んだもの、もしくは繊維が積み重なった構造のものが好ましい。 Further, the inner luminal surface of the vascular prosthesis substrate was produced in a tubular, gelatin, collagen, in order to firmly fix the elastin or the like, the structure of the luminal surface is intended to knit the porous, fibrous or pile fibers it is preferable of the structure. その理由は、このような構造の基材ではゼラチン、コラーゲン、エラスチン等が基材の孔や繊維間に入り込み強いアンカー効果が得られるためである。 The reason is that the substrate of such a structure is due to gelatin, collagen, elastin and the like is strong anchor effect enters between hole and fiber substrates obtained.
【0008】 [0008]
また、人工血管基材を合成樹脂を繊維状にしたものから作る場合、その繊維径は5〜50μmの範囲とするのが適切である。 Also, when making an artificial blood vessel base synthetic resin from those in fibrous, its fiber diameter is suitably in the range of 5 to 50 [mu] m. 5μm以下では平織り又はメリヤス編みとしたとき、繊維間隔が狭くなりすぎて、充分にゼラチンやコラーゲン、エラスチン等が入り込めず、強固に固定できないし、生体内へ植込んだ後も細胞が入り込めず巧く治癒することができない。 When a plain weave or knitted in 5μm or less, the fiber spacing is too narrow, sufficiently without gelatin and collagen, elastin etc. impenetrable, strongly to not be fixed, cells after forme implanted into a living body is impenetrable ZuTakumiku can not be cured. 繊維径50μm以上では繊維間隔が広すぎて、ゼラチンやコラーゲン、エラスチン等を固定する足場が少なく、強固にこれらを固定できない。 In fiber diameter 50μm or too wide fiber spacing, less scaffolding fixing the gelatin and collagen, elastin, etc., it can not be firmly fixed thereto.
【0009】 [0009]
また、本発明で用いることのできるエラスチンは特に限定はしないが、ブタ大動脈由来エラスチン、ウシ頚靱帯由来エラスチン、ウシ肺由来エラスチン、ウシ大動脈由来エラスチン、ヒト肺由来エラスチン、ヒト大動脈由来エラスチンなどのエラスチン、又はこれらを熱蓚酸処理によって水溶性にしたα−エラスチンもしくはβ−エラスチン、アルカリエタノール処理によって水溶性にしたκ−エラスチン、ペプシン、エラスターゼなどの酵素で処理し水可溶性にしたエラスチン蛋白質などが挙げられる。 Also, elastin that can be used in the present invention is not particularly limited, porcine aortic origin elastin, bovine jugular ligaments derived elastin, bovine lung-derived elastin, bovine aortic origin elastin, human lung-derived elastin, elastin, such as a human aorta-derived elastin or these α- elastin or β- elastin and water-soluble, .kappa. elastin and water-soluble by alkali ethanol treatment, pepsin, elastin protein was treated with water soluble enzymes such as elastase, etc. mentioned by heat oxalic acid treatment It is. 中でも組織適合性と抗血栓性の点でヒト大動脈由来エラスチンが望ましく、その理由の詳細は不明であるが、エラスチンはその由来部位と動物の種類によって若干アミノ酸組成が異なり、ヒト大動脈由来エラスチンの有するアミノ酸組成では特に架橋後の裏面を平滑にできるため、血液の凝固活性を引き起こし難い為と考えられる。 Human aortic derived elastin undesirable Among them histocompatibility and terms of antithrombotic, although details of the reason is unknown, elastin slightly different amino acid composition depending on the type of its origin site and animal with a human aorta-derived elastin since it particularly backside after crosslinking smooth in amino acid composition, it is considered to be due to hard cause blood clotting activity.
【0010】 [0010]
また、本発明で用いるゼラチン、およびコラーゲンとしては、動物由来の物が利用できる。 As the gelatin, and collagen used in the present invention, it can be utilized those of animal origin. エラスチン層を設ける前に予めゼラチンもしくはコラーゲンの層を設ける目的は、主として、前記のように多孔性構造を有する人工血管基材の内表面の孔部を充填して、人工血管内腔面の平滑性を高めるためである。 The purpose of providing a layer of pre-gelatinized or collagen prior to providing the elastin layer is primarily to fill the hole in the inner surface of the artificial blood vessel substrate having a porous structure as described above, smoothing artificial blood vessel cavity surface in order to increase the sex. ゼラチン層やコラーゲン層は血液と直接接触し、あるいは作用するものではないが、人工血管内腔面をミクロ的に平滑にすることにより、血液の凝固活性を抑制することが可能になる。 Gelatin layer and the collagen layer is in direct contact with the blood, or is not intended to act, by the artificial blood vessel inner cavity surface microscopically smooth, it is possible to suppress the blood coagulation activity.
【0011】 [0011]
本発明で人工血管の基材内面にゼラチン層又はコラーゲン層を形成する工程において、ゼラチン又はコラーゲンを溶解するpH=3〜8の緩衝液は特に限定はしないが、クエン酸/水酸化ナトリウム緩衝液、ギ酸/ギ酸ナトリウム緩衝液、クエン酸/クエン酸ナトリウム緩衝液、酢酸/酢酸ナトリウム水溶液、コハク酸/水酸化ナトリウム水溶液、リン酸緩衝溶液、リン酸二水素ナトリウム/水酸化ナトリウム緩衝液などが挙げられる。 In the step of forming the gelatin layer or collagen layer on a substrate inner surface of the artificial blood vessel in the present invention, buffer pH = 3 to 8 to dissolve the gelatin or collagen is not particularly limited, citric acid / sodium hydroxide buffer , mentioned formic acid / sodium formate buffer, citrate / sodium citrate buffer, acetate / aqueous sodium acetate, succinate / sodium hydroxide solution, phosphate buffer solution, such as sodium dihydrogen phosphate / sodium hydroxide buffer It is. 中でもゼラチンに対してはpH=7の緩衝液が望ましく、コラーゲンに対してはpH=3.3の緩衝溶液が好ましい。 Of these buffer pH = 7 is preferable for the gelatin buffer solution pH = 3.3 is preferred for collagen. この理由はゼラチンはpH=7付近で安定して架橋できるし、またコラーゲンはpH=4以上では沈澱が生じやすく安定した水溶液と出来ないためである。 The reason for this gelatin to be stably crosslinked at around pH = 7, also collagen is because not be an aqueous solution precipitation occurs easily stable at pH = 4 or more.
【0012】 [0012]
また同工程において、ゼラチン及びコラーゲンの濃度は緩衝溶液に対し1〜10wt%の範囲が好ましい。 In the process, the concentration of gelatin and collagen is preferably in a range of 110 wt.% With respect to the buffer solution. この理由は、濃度が低すぎると充分な厚さのゼラチン層又はコラーゲン層が得られず基材が露出してしまうし、濃度が高すぎると溶液の粘度が上昇し、人工血管基材の孔や網目内に入っていくことができないし、ゼラチンやコラーゲンを架橋して得られる人工血管内腔面をミクロ的に平滑にするのが難しいためである。 This is because, to a concentration resulting in exposed thick enough layer of gelatin or collagen layer is not obtained substrate is too low, the concentration is too high increases the viscosity of the solution, the hole of the artificial blood vessel substrate it can not be going into and within the network, the artificial blood vessel inner cavity surface obtained by crosslinking the gelatin or collagen because it is difficult to microscopically smooth.
【0013】 [0013]
また、人工血管の基材の内腔面上に直接又はゼラチン層もしくはコラーゲン層を設けた人工血管内腔面上に水溶性エラスチンをコアセルベーション(凝集)させる工程において用いる緩衝溶液も、pH=4〜7の範囲のものであればよく特に限定はされない。 Also, the buffer solution used in the step of artificial blood vessels directly onto the luminal surface of the substrate or the gelatin layer or a water-soluble elastin coacervation on the artificial blood vessel inner cavity surface provided with a collagen layer (aggregation), pH = well particularly limited as long as it is in the range of 4 to 7 are not. 前記のゼラチン又はコラーゲンを溶解するため緩衝液と同じものが使用できるが、中でもpH=5で充分な緩衝能を持つクエン酸/水酸化ナトリウム緩衝液、クエン酸/クエン酸ナトリウム緩衝液、酢酸/酢酸ナトリウム水溶液、コハク酸/水酸化ナトリウム水溶液などが、水溶性エラスチンをコアセルベーションさせるのに適している。 Although the gelatin or those same as buffer for dissolving the collagen can be used, inter alia citric acid / sodium hydroxide buffer solution with sufficient buffering capacity at pH = 5, citric acid / sodium citrate buffer, acetate / aqueous sodium acetate, succinic acid / sodium hydroxide solution is suitable water-soluble elastin to cause coacervation. これは水溶性エラスチンの等電点がこの付近に有り、電気的に中和されたエラスチンが疏水−疏水相互作用を生じやすく、コアセルベーションが安定するためであると考えられる。 This There isoelectric point of the water-soluble elastin around this, electrically neutralized elastin canal - Canal prone to interaction, coacervation is believed to be due to stabilization.
【0014】 [0014]
また、水溶性エラスチンを緩衝溶液に溶解する量は、pH=4〜7の緩衝液に対して1〜30wt%の範囲で用いることがでる。 The amount to dissolve the water-soluble elastin in a buffer solution, it is out of use in the range of 1-30 wt% with respect to buffer pH = 4 to 7. この理由はエラスチンの濃度が1wt%より低すぎると水溶性エラスチンがコアセルベーションし難く、30wt%より濃度が高すぎると人工血管の内腔面に形成されるエラスチン層が不均一になってしまう為である。 The reason for this concentration is less likely too low than 1 wt% water-soluble elastin and coacervation of elastin, elastin layer concentration than 30 wt% is formed too high when the inner vascular prostheses luminal surface becomes uneven because it is. また、温度は70℃より高い温度ではエラスチンの変性が生じやすいし、35℃未満の低温では水溶性エラスチンをコアセルベーションさせることができないため35〜70℃の範囲が好ましい。 The temperature is to prone to denaturation elastin at temperatures above 70 ° C., preferably in the range of 35 to 70 ° C. can not be water-soluble elastin is coacervation at a low temperature of less than 35 ° C..
【0015】 [0015]
さらに、人工血管の基材の内腔面上に直接又はゼラチン層もしくはコラーゲン層を設けた内腔面上にエラスチン層を形成するには、水溶性エラスチンの溶液を塗布し架橋剤にて架橋したり、予め架橋剤と混合した水溶性エラスチンを塗布し加熱や光によって架橋することも可能であるが、コアセルベーションさせた後で架橋するほうが、形成されたエラスチン層の抗血栓性と組織適合性が良好であるため好ましい。 Further, in forming the elastin layer on luminal surface within which is provided directly or gelatin layer or collagen layer on the luminal surface of the base material of the artificial blood vessel, a solution of water-soluble elastin crosslinked with coating crosslinking agent or, it may be crosslinked by pre-mixing with a crosslinking agent a water-soluble elastin is coated heat or light, better crosslinking with after coacervation, histocompatibility and antithrombotic formed elastin layer It preferred because sex is good. この理由は明確ではないが、エラスチンは生体内でコアセルベート(凝集体)を形成した状態で存在しており、この時の分子の三次構造がエラスチンの生理活性に重要であるためと考えられる。 The reason is not clear, elastin is present in a state of forming a coacervate (aggregate) in vivo, presumably because the tertiary structure of the molecule at this time is important for physiological activity of elastin.
【0016】 [0016]
本発明における各工程において、ゼラチン層、コラーゲン層、あるいはコアセルベーションさせた水溶性エラスチンの層等を架橋させるための架橋剤としては、水溶性の架橋剤であるグルタールアルデヒドやジアルデヒドスターチ、もしくは水溶性のエポキシ化合物等が使用できるが、中でも水溶性エポキシ化合物は、アミノ基とカルボキシル基の両方の官能基と反応でき、また、架橋後は柔らかい蛋白層を与えるため生体血管に近いコンプライアンスを得ることができ、特に好ましい。 In each step in the present invention, gelatin layer, as the crosslinking agent for crosslinking the collagen layer, or layer, etc. coacervation is brought water-soluble elastin, glutaraldehyde and dialdehyde starch is a water-soluble crosslinking agent, or an epoxy compound such as water-soluble can be used, inter alia water-soluble epoxy compound can be reacted with both functional groups of the amino group and a carboxyl group, also a compliance near the living body vessel to give a soft protein layer after crosslinking It getting can, particularly preferred.
【0017】 [0017]
また、水溶性エラスチンを人工血管内腔面に均一にコアセルベーションさせるためには、作製する人工血管の内径にもよるが、エラスチン水溶液を充填した人工血管を長手方向に水平に保ちながら、内径2〜6mmの人工血管では円周方向に0.1〜10rpmの回転速度で静かに回転させるのが好ましい。 Further, in order to uniformly coacervation soluble elastin artificial blood vessel inner cavity surface depends on the inside diameter of the artificial blood vessel to be fabricated, while keeping horizontally artificial blood vessel filled with elastin aqueous longitudinally inner diameter It is preferable to gently rotated at a rotational speed of 0.1~10rpm circumferentially at 2~6mm vascular prostheses. この理由は、エラスチンを35℃以上の温度で静置すると、重力方向にエラスチンがコアセルベーションしてコアセルベート(凝集体)を形成する特性を利用するため、回転速度が速すぎると内腔に充填したエラスチン溶液が攪拌されてしまい、巧くコアセルベーションを内腔面上に形成できないし、回転速度が遅すぎるとエラスチンのコアセルベーション速度より人工血管内腔面の移動速度が遅くなるため、人工血管内腔面に均一にエラスチン層を形成することができないためである。 The reason is that when allowed to stand at 35 ° C. or more temperature elastin, to utilize the characteristic of elastin in the direction of gravity by coacervation to form the coacervate (aggregate), filling the lumen and the rotation speed is too fast elastin solution will be stirred was, to not be formed on the inside surface of skillfully coacervation, since the moving speed of the rotational speed is too slow than coacervation speed of elastin artificial blood vessel inner cavity surface is slow, it can not be formed uniformly elastin layer to the artificial blood vessel inner cavity surface.
【0018】 [0018]
【実施例】 【Example】
以下に、実施例によって本発明の効果を説明する。 Hereinafter, effects of the examples the present invention.
〔実施例1、及び比較例1〕 Example 1 and Comparative Example 1
▲1▼ 溶液の調製及び人工血管の製作ポリウレタン樹脂(米国エチコン社製バイオマー)を直径10μmの繊維状に押出し、直径4mmφ×長さ1mのステンレス製マンドレルに巻きとることで、内径4mmφ×長さ1mの網目状人工血管基材を作製した。 ▲ 1 ▼ Preparation of solutions and manufacturing polyurethane resin of the artificial blood vessel (US Ethicon Inc. Baioma) by Nikki winding extrusion, stainless steel mandrel having a diameter of 4 mm diameter × length 1m fibrous diameter 10 [mu] m, an inner diameter of 4 mm diameter × length to prepare a reticulated vascular prosthesis substrate 1 m. また、牛頸靱帯由来エラスチン(エラスチン・プロダクト社製)を熱蓚酸処理して水溶性にし、コアセルベーションによって凝集させて精製したα−エラスチン400mgを、20mlのpH=4.0酢酸/酢酸ナトリウム緩衝液に4℃によって溶解しエラスチン水溶液を作製した。 Further, Ushikubi ligaments derived elastin (manufactured by Elastin Products, Inc.) and water-soluble and heat oxalic acid treatment, the α- elastin 400mg purified by agglomerated by coacervation, pH of 20 ml = 4.0 acetic acid / sodium acetate buffer to prepare a dissolved elastin solution by 4 ° C. in a liquid.
【0019】 [0019]
次に、上記で得られた人工血管基材を10cmの長さに切断し、内径4.5mmφ×12cmのガラス管で、両端に三方コックを取り付け、更に中央部にギヤーを取り付けてモーターによって回転できるようにした治具の中に挿入し装着した。 Then the rotation, the artificial blood vessel substrate obtained above was cut to a length of 10 cm, a glass tube having an inner diameter of 4.5mmφ × 12cm, the three-way cock attached to both ends, by the motor further mounted a gear in the center inserted was mounted in a fixture which is to be able to. 一方の三方コックからエラスチン水溶液を充填し、60℃に加熱しながらモーターをスタトーさせ、5rpmで12時間回転させてエラスチンを人工血管基材の内面にコアセルベーションさせた。 Filling one elastin aqueous solution from the three-way cock, to Sutato motor while heating to 60 ° C., was rotated at 5 rpm 12 hours elastin was coacervation on the inner surface of the artificial blood vessel substrate. ここで、三方コックを開いて管内の溶液を捨て、続いて20mgの水溶性エポキシ架橋剤(デナコールEX−614B、長瀬産業製)をpH=7.0のリン酸緩衝液20mlに溶解した水溶液を人工血管内に充填し、5rpmの速度で回転させながら60℃にて24時間架橋を行い、内腔面に約100μmの厚みのエラスチン層を有する人工血管を得た。 Here, Pour the tube open three-way cock, followed by 20mg of a water-soluble epoxy crosslinking agent (Denacol EX-614B, Nagase & Co., Ltd.) The aqueous solution of phosphate buffer 20ml of pH = 7.0 It is filled in the artificial blood vessel while rotating at 5rpm speed of for 24 hours cross-linking at 60 ° C., to obtain an artificial blood vessel having an elastin layer of about 100μm thickness in the luminal surface.
【0020】 [0020]
▲2▼ 動物実験体重11kgのビーグル成犬(雌性)1頭をアトロピンにて前処理し、導入麻酔をフルニトラゼパム0.1mg/kg、ケタミン3mg/kgの静注によって実施した。 ▲ 2 ▼ beagle dogs animal experiments weighing 11 kg (female) and one animal was pretreated with atropine, flunitrazepam 0.1 mg / kg to introduce anesthesia was performed by intravenous injection of ketamine 3 mg / kg. 犬を手術台に固定後、ヘパリン(100U/kg)を静注し、フローセンによる麻酔を維持しながら、腹部を切開して腎動脈下腹部大動脈を5cm切除し、ここに6−0ポリプロピレン糸を用い端々吻合によって内径4mmφ×長さ5cmの本発明のエラスチン層を有する人工血管を植え込んだ。 After fixing the dog operating table, intravenously heparin (100 U / kg), while maintaining anesthesia fluothane, to abdominal incision to 5cm excised renal abdominal aorta and here 6-0 polypropylene thread It was implanted artificial blood vessel having an elastin layer of the present invention having an inner diameter of 4 mm diameter × length 5cm by end-to-end anastomosis using. また、比較例として内径4mmφ×長さ5cmのグルタールアルデヒド処理ヒト臍帯静脈人工血管(Dardik Biograft)を、体重11kgの雑種成犬(雌性)の腎動脈下腹部大動脈に植え込んだ。 Further, the inner diameter 4 mm diameter × length 5cm glutaraldehyde-treated human umbilical vein vascular prosthesis (Dardik Biograft) As a comparative example, was implanted in the renal artery abdominal aorta of adult mongrel dogs weighing 11 kg (females).
【0021】 [0021]
術後、抗凝固剤は一切使用せず6ケ月間イヌを飼育した。 After surgery, anti-coagulant were housed 6 months dog without using any. 6ケ月後、イヌをアトロピンにて前処理し、導入麻酔をフルニトラゼパム0.1mg/kg、ケタミン3mg/kgの静注によって実施し、犬を手術台に固定後、ヘパリン(100IU/kg)を静注し、フローセンによる麻酔を維持しながら、腹部を切開し、腎動脈下腹部大動脈に植え込んだ両人工血管を宿主血管と共に摘出した。 After 6 months, the dogs were pretreated with atropine, flunitrazepam 0.1 mg / kg introducing anesthesia was performed by intravenous injection of ketamine 3 mg / kg, after fixing the dog operating table, the static heparin (100 IU / kg) dispensed while maintaining anesthesia fluothane to abdominal incision, both vascular prosthesis implanted in the renal artery abdominal aorta was excised with the host vessel. 直ちに、注射器を用いて2500IU/500mlのヘパリンを溶解した生理食塩水にて人工血管の内外面を静かに洗浄し、血液を洗い流し、人工血管を縦に切り開き肉眼的に観察し、本発明のエラスチン層を有する人工血管と比較例のDardik Biograft との比較を行った。 Immediately, the syringe was gently cleaned inner and outer surfaces of the artificial blood vessel with physiological saline was dissolved heparin 2500 IU / 500 ml was used to wash away the blood, visually observing open up the artificial blood vessel vertically, elastin of the present invention It was compared with Dardik Biograft of Comparative example artificial blood vessel having a layer.
【0022】 [0022]
次に、人工血管を縦に2つ割りにし、一方を4%ホルマリンの中性緩衝溶液に浸漬して固定した後、光学顕微鏡用試料とした。 Then, the two split the artificial blood vessel vertically, after fixing by immersion one a neutral buffer solution of 4% formalin and an optical microscope sample. 残りの試料は、1%グルタールアルデヒドの中性緩衝溶液及び3%グルタールアルデヒドの中性緩衝溶液に浸して固定し、電子顕微鏡用試料とした。 The remaining samples 1% glutaraldehyde neutral buffer solution and immersed in a neutral buffer solution of 3% glutaraldehyde and fixed to prepare a sample for electron microscopy. 光学顕微鏡用試料は中枢側吻合部、中央部、末梢側吻合部の3つに切断し、ホルマリンを洗浄した後、パラフィン包埋し、各部位から切片を切り出しプレパラートとした。 Optical microscope sample the central side anastomosis, the central portion, and cut into three distal anastomosis, washed formalin, embedded in paraffin, and a slide sections were cut from each site. 次にヘマトキシリン液に5分浸し、水洗後、1%エオジン液に浸し、水洗、脱水、封入して染色を行った。 Then immersed 5 minutes in hematoxylin solution, washed with water, immersed in 1% eosin solution was subjected washed with water, dehydrated, and stained sealed. 光学顕微鏡による観察は40倍と100倍にて実施し、中枢側吻合部、中央部、末梢側吻合部でそれぞれ新生した内膜の厚みを計測し、本発明のエラスチン層を有する人工血管と比較例のDardik Biograft との内膜肥厚の程度を比較した。 Observation by an optical microscope was performed at 40-fold and 100-fold, compared central side anastomosis, the central portion, each peripheral side anastomosis measures the thickness of the intima was newborn, an artificial blood vessel having elastin layer of the present invention and comparing the degree of intimal thickening between Dardik Biograft example.
【0023】 [0023]
また、電子顕微鏡用試料はグルタールアルデヒド固定後、0.1Mカコジル酸ナトリウム緩衝溶液にて十分洗浄し、試料を中枢側吻合部、中央部、末梢側吻合の3つに分け、1%オスミウム、1%タンニン酸で導電処理を行った後、t−ブタノール凍結乾燥によって乾燥し、試料台に固定してPt−Pdを蒸着した。 Further, after the electronic microscope sample glutaraldehyde fixed, thoroughly washed with 0.1M sodium cacodylate buffer solution, divided sample central side anastomosis, the central portion, the three peripheral side anastomosis, 1% osmium, after the conductive treatment with 1% tannic acid, dried by t- butanol freeze-drying, it was deposited Pt-Pd was fixed to the sample stage. 電子顕微鏡観察は本発明のエラスチン層を有する人工血管と比較例のDardik Biograft の内腔面の状態を200倍と1000倍にて観察し評価した。 Electron microscopy was evaluated observed by 200 times and 1000 times the state of the luminal surface of Dardik Biograft of Comparative Example artificial blood vessel having elastin layer of the present invention.
【0024】 [0024]
尚、光学顕微鏡はニコン社製DIAPHOT−TMD型を使用し、走査型電子顕微鏡は日立製S−2400型を使用した。 The optical microscope using a Nikon DIAPHOT-TMD-type scanning electron microscope was used S-2400 Model manufactured by Hitachi.
▲3▼ 評価結果実施例及び比較例の各人工血管の評価結果は、表1に示した通りであった。 ▲ 3 ▼ evaluation results Examples and Comparative Examples Evaluation results of each vascular prosthesis was as shown in Table 1.
【0025】 [0025]
【表1】 [Table 1]
【0026】 [0026]
〔実施例2、及び比較例2〕 Example 2 and Comparative Example 2
▲1▼ 溶液の調製、及びゼラチン層上にエラスチン層を有するシャーレの作製2%ゼラチンのリン酸緩衝溶液(pH=7)を、35mmφの細胞培養用シャーレ(住友ベークライト(株)製 MS−1035)に2ml添加して均一に広げた後、4℃にて2時間静置し、ゼラチンをゲル化させた。 ▲ 1 ▼ preparing solutions and phosphate-buffered solution of 2% gelatin for manufacturing a petri dish with elastin layers on gelatin layer (pH = 7), dish for cell culture of 35 mm (Sumitomo Bakelite Co., Ltd. MS-1035 after uniformly spread with 2ml added), and allowed to stand for 2 hours at 4 ° C., and the gelatin to gel. その後、2%グルタールアルデヒドのリン酸緩衝液(pH=7)3mlを添加し、4℃で24時間静置し、架橋を行った。 Then, it was added 2% phosphate buffer glutaraldehyde (pH = 7) 3ml, allowed to stand 24 hours at 4 ° C., was crosslinked.
【0027】 [0027]
次に、牛頸靱帯由来エラスチン(エラスチン・プロダクト社製)を熱蓚酸処理して水溶性にし、コアセルベーションによって凝集させて精製したα−エラスチン40mgを、2mlのpH=4.0酢酸/酢酸ナトリウム緩衝液に4℃で溶解した溶液を調製し、上記のゼラチン層を固定したシャーレ内に添加し、50℃にて12時間静置し、エラスチンをゼラチン層の上にコアセルベーションさせた。 Next, ligament derived elastin (manufactured by Elastin Products, Inc.) and water-soluble and thermally oxalic acid treatment Ushikubi, the α- elastin 40mg purified by agglomerated by coacervation, pH = 4.0 acetic acid / sodium acetate 2ml the solution in buffer at 4 ° C. was prepared and added to the dish which is fixed gelatin layer of the above, and allowed to stand for 12 hours at 50 ° C., and the elastin is coacervation on the gelatin layer. ここでシャーレ内の溶液を捨て、20mgの水溶性エポキシ架橋剤(デナコールEX−521、長瀬産業製)をpH=7.0のリン酸緩衝液20mlに溶解した水溶液3mlをシャーレ内に添加し、密栓をして、60℃にて24時間架橋を行い、ゼラチン層上にエラスチン層を有する内径3.5mmφのシャーレ作製した。 Here Pour in a petri dish, a water-soluble epoxy crosslinking agent 20 mg (Denacol EX-521, Nagase & Co., Ltd.) aqueous solution 3ml was dissolved in phosphate buffer 20ml of pH = 7.0 was added to the dish, and a sealed, for 24 h crosslinked at 60 ° C., and Petri dish prepared with an inner diameter of 3.5mmφ with elastin layers on gelatin layer.
【0028】 [0028]
▲2▼ 細胞培養ゼラチン層上にエラスチン層を有する内径3.5mmφのシャーレ、及び比較試料として未処理の内径3.5mmφの細胞培養用シャーレにそれぞれ1×10 4個/ml濃度のヒト子宮頚癌由来Hela 細胞を2mlづつ播種し、コウシ血清10%(大日本製薬製)を含む基本培地MEM(大日本製薬製)で4日間37℃にて培養した。 ▲ 2 ▼ respectively on the cell culture layer of gelatin dish having an inner diameter of 3.5mmφ with elastin layer, and the cell culture dish of the untreated inner diameter 3.5mmφ as comparative sample 1 × 10 4 cells / ml concentration of human cervical the cancer-derived Hela cells were seeded 2ml increments, were cultured in 4 days 37 ° C. in basal medium MEM (manufactured by Dainippon Pharmaceutical) containing calf serum 10% (manufactured by Dainippon Pharmaceutical). 培地を2日毎に新しいものに交換し、培養4日目にセルスクレーパーで細胞を全て剥がし、細胞の浮遊溶液とした。 Was replaced with fresh medium every 2 days, stripped of all the cells with a cell scraper to 4 days of culture, was suspended solution of cells.
【0029】 [0029]
次に、この細胞浮遊溶液100μlに0.3%トリパンブルーのリン酸緩衝溶液100μlを加えて染色し、血球計算板上で倒立顕微鏡により対物レンズ10倍にて観察し、細胞浮遊液1ml当たりの細胞数及び生死細胞数を計算した。 Then, the cell suspension solution 100μl was added with phosphate buffered saline 100μl of 0.3% trypan blue staining, and observed by 10 × objective lens with an inverted microscope on a hemocytometer, the cell suspension per 1ml It was calculated cell number and viability cell counts.
培養4日目の細胞数から、トリパンブルーにより染色された細胞を死細胞数として生存率を計算し、播種細胞数と培養4日目の細胞数から細胞の増殖率を求め、比較試料の細胞培養用シャーレでの増殖率を1として、ゼラチン層上にエラスチン層を有するシャーレ上での細胞の増殖率比を計算した。 From the fourth day of culture in cell number, viability to calculate the cells stained with Trypan Blue as the dead cell number determined the proliferation rate of the cells after seeding cell number and cultured for 4 days in cell number, cell of the comparative sample as an growth rate in the culture dish was calculated growth rate ratio of cells on a Petri dish having elastin layer on gelatin layer. 尚、倒立顕微鏡はニコン社製DIAPHOT−TMD型を使用した。 Incidentally, an inverted microscope was used Nikon DIAPHOT-TMD type.
【0030】 [0030]
▲3▼ 評価結果培養4日目のゼラチン層上にエラスチン層を有するシャーレ、及び比較試料の細胞培養用シャーレ上でのHela 細胞の生存率、増殖率比を表2に示した。 ▲ 3 ▼ evaluation results dish having elastin layer to the fourth day of culture gelatin layer, and viability of Hela cells on the cell culture dish of the comparative sample, the growth rate ratio is shown in Table 2.
培養4日目で、ゼラチン層上にエラスチン層を有するシャーレ上でのHela 細胞の生存率は、比較試料のシャーレと同等であったが、細胞の増殖率比は比較試料を1としたとき、ゼラチン層上にエラスチン層を有するシャーレでは0.6となり、増殖の活発な癌細胞の増殖が抑えられていた。 Incubated at day 4, when viability of Hela cells on a petri dish having elastin layer on gelatin layer was comparable with petri dish comparative sample, growth ratio of cells having a 1 to comparative sample, 0.6 becomes a Petri dish with elastin layer, the proliferation of active cancer cell proliferation was suppressed on gelatin layer.
【0031】 [0031]
【表2】 [Table 2]
【0032】 [0032]
このように、本発明による人工血管の表面は細胞の過激な増殖を抑えることができ、人工血管内腔面での組織や細胞の過剰成長による内膜肥厚を抑えることができる、小口径人工血管に適した材料であることが判明した。 Thus, the surface of the artificial blood vessel according to the present invention can suppress the radical growth of cells, it is possible to suppress intimal thickening due to excessive growth of tissues or cells in an artificial blood vessel inner cavity surface, small-diameter artificial blood vessels it was found that a material that is suitable for.
【0033】 [0033]
【発明の効果】 【Effect of the invention】
以上のように、人工血管基材の内腔面に水溶性エラスチンをコアセルベーション(凝集)させ、架橋剤によって架橋した人工血管は、優れた抗血栓性と組織適合性を併せ持ち、吻合部付近での組織や細胞の過剰成長や未着床を抑え、吻合部内膜肥厚を全く生ずることがないため、従来にない内径4mm以下といった小口径でも長期間にわたる開存が可能な人工血管であることが明白となった。 As described above, the water-soluble elastin with the inner luminal surface of the vascular prosthesis substrate was coacervation (aggregation), an artificial blood vessel which is cross-linked by a cross-linking agent has both histocompatibility excellent antithrombotic, near the anastomosis suppressing the overgrowth or pre-implantation of tissues or cells in order never quite produce anastomosis portion intimal thickening, is a vascular prosthesis capable patency even long-term small-diameter such less free inside diameter 4mm in the prior art it has become obvious.
本発明は、虚血性心疾患の患者の救命の為の、冠状動脈の再建や膝窩動脈や脛骨動脈の再建に用いることができる小口径でも、長期間開存する有用な材料を提供するものである。 The present invention, for the patient's life in ischemic heart disease, even in small diameter that can be used in the reconstruction of the reconstruction and popliteal or tibial arteries of the coronary artery, intended to provide useful materials for a long time patent is there.

Claims (11)

  1. 合成樹脂を管状にして作製した人工血管基材の内腔面に、水溶性エラスチンをコアセルベーション(凝集)させ架橋剤によって架橋して得られるエラスチン層を有するか、又は架橋剤によって架橋されたゼラチン層もしくはコラーゲン層を設け、更にその上に水溶性エラスチンをコアセルベーションさせ架橋剤によって架橋して形成されたエラスチン層を有することを特徴とする人工血管。 The synthetic resin to the luminal surface of the vascular prosthesis substrate was produced in the tubular or with elastin layer obtained by crosslinking by the water-soluble elastin coacervation (aggregation) is allowed crosslinking agents, or crosslinked by a crosslinking agent gelatin layer or collagen layer is provided, further vascular prosthesis, characterized in that on having a water-soluble elastin by coacervation elastin layer which is formed by crosslinking with a crosslinking agent that.
  2. 水溶性エラスチンが、動物由来もしくはヒト由来のエラスチンを熱蓚酸処理して得られるα−エラスチンもしくはβ−エラスチン、エラスチンをアルカリエタノール処理して得られるκ−エラスチン、又はエラスチンをペプシンもしくはエラスターゼによって酵素処理して得られる水溶性エラスチンであることを特徴とする、請求項1記載の人工血管。 Water-soluble elastin, alpha-elastin or β- elastin obtained elastin derived from animals or human origin by thermal oxalic acid treatment, obtained elastin by treating an alkali ethanol κ- elastin or elastin enzymatic treatment with pepsin or elastase characterized in that by a water-soluble elastin obtained, according to claim 1, wherein the artificial blood vessel.
  3. 水溶性エラスチンの架橋剤が、グルタールアルデヒド、ジアルデヒドスターチ、もしくは水溶性エポキシ化合物であることを特徴とする、請求項1記載の人工血管。 Crosslinking agent of the water-soluble elastin, glutaraldehyde, characterized in that it is a dialdehyde starch or water-soluble epoxy compound, according to claim 1, wherein the artificial blood vessel.
  4. ゼラチン層もしくはコラーゲン層の架橋剤が、グルタールアルデヒド、ジアルデヒドスターチ、もしくは水溶性エポキシ化合物であることを特徴とする、請求項1記載の人工血管。 Crosslinker gelatin layer or collagen layer, glutaraldehyde, characterized in that it is a dialdehyde starch or water-soluble epoxy compound, according to claim 1, wherein the artificial blood vessel.
  5. 人工血管基材を形成する合成樹脂が、ポリウレタン、ポリエステル、もしくはポリテトラフルオロエチレンであることを特徴とする、請求項1記載の人工血管。 Synthetic resin for forming an artificial blood vessel substrate, a polyurethane, polyester or wherein the polytetrafluoroethylene of claim 1, wherein the artificial blood vessel.
  6. 合成樹脂によって作製した人工血管基材の内腔に、水溶性エラスチンをpH=4〜7の緩衝溶液に対して濃度が1〜30wt%になる割合で加えた水溶性エラスチンの緩衝溶液を、4℃以上35℃未満にて充填し、人工血管基材を長手方向に水平に保ちながら、35℃以上70℃以下にて0.1〜10rpmの速度で人工血管基材の円周方向に回転させて内腔面上にエラスチンをコアセルベーションさせた層を構築した後、内腔の溶液を排出し、次に水溶性架橋剤をpH=4〜7の緩衝溶液に対して濃度が0.1〜10wt%になる割合で溶解した架橋剤溶液を内腔に入れて、水溶性エラスチンのコアセルベート層を架橋させることによって、人工血管の内腔面にエラスチン層を構築することを特徴とする人工血管の製造方法。 The lumen of the artificial blood vessel base material produced by the synthetic resin, the concentration of water-soluble elastin against buffer solution pH = 4 to 7 is a buffered solution of a water-soluble elastin added thereto so that the ratio of the 1-30 wt%, 4 ° C. was charged at below 35 ° C. or higher, keeping the artificial blood vessel substrate longitudinally horizontally, is rotated in the circumferential direction of the artificial blood vessel substrate at 0.1~10rpm rate of at 35 ° C. or higher 70 ° C. or less after building a layer of elastin by coacervation on the luminal surface Te, and discharging the solution of the lumen, then the concentration of water-soluble crosslinking agent to a buffered solution of pH = 4 to 7 is 0.1 put crosslinking agent solution dissolved in a proportion to become 10 wt% in the lumen, by crosslinking the coacervate layer of water-soluble elastin, artificial blood vessels, characterized in that to build elastin layer to the luminal surface of the vascular prosthesis the method of production.
  7. 合成樹脂によって作成した人工血管基材を、ゼラチンもしくはコラーゲンをpH=3〜8の緩衝溶液に対して濃度が1〜10wt%になる割合で加えた溶液中に浸すことによって、人工血管基材の繊維間もしくは多孔性人工血管基材の孔中にゼラチンもしくはコラーゲンを含浸させ、更に人工血管基材の内腔面上にもゼラチン層もしくはコラーゲン層を形成させ、架橋剤にてゼラチン層もしくはコラーゲン層を架橋させた後、該人工血管基材の内腔に、水溶性エラスチンをpH=4〜7の緩衝溶液に対して濃度が1〜30wt%になる割合で加えた水溶性エラスチンの緩衝溶液を、4℃以上35℃未満にて充填し、人工血管基材を長手方向に水平に保ちながら、35℃以上70℃以下にて0.1〜10rpmの速度で人工血管基材の円周方向 The artificial blood vessel substrate that is made by synthetic resin, by immersing in a solution concentration was added at a rate to be 110 wt.% Relative to the buffer solution pH = 3 to 8 gelatin or collagen vascular prosthesis substrate in the pores of the fiber or between porous vascular prosthesis substrate impregnated with gelatin or collagen, further to form a gelatin layer or collagen layer also on the luminal surface of the vascular prosthesis substrate, the gelatin layer or collagen layer at the cross-linking agent after crosslinking, and into the lumen of the artificial blood vessel substrate, the concentration of water-soluble elastin against buffer solution pH = 4 to 7 is a buffered solution of a water-soluble elastin added thereto so that the ratio of the 1-30 wt% , 4 ° C. was charged at below 35 ° C. or higher, keeping the artificial blood vessel substrate longitudinally horizontally, circumferentially of the artificial blood vessel substrate at a rate of 0.1~10rpm at 35 ° C. or higher 70 ° C. or less 回転させて、内腔面上にエラスチンをコアセルベーションさせた層を構築し、内腔の溶液を排出し、次に水溶性架橋剤をpH=4〜7の緩衝溶液に対して濃度が0.1〜10wt%になる割合で溶解した架橋剤溶液を内腔に入れて、水溶性エラスチンのコアセルベート層を架橋させることによって、人工血管の内腔面にエラスチン層を構築することを特徴とする人工血管の製造方法。 Rotate to build a layer of elastin on the luminal surface by coacervation, and discharging the solution of the lumen, then the concentration of water-soluble crosslinking agent to a buffered solution of pH = 4 to 7 0 put crosslinking agent solution dissolved in a proportion to be .1~10Wt% in the lumen, by crosslinking the coacervate layer of water-soluble elastin, characterized by constructing the elastin layer to the luminal surface of the vascular prosthesis process for producing an artificial blood vessel.
  8. 人工血管の基材として、合成樹脂を繊維状にし平織りもしくはメリヤス織りにて管状としたもの、合成樹脂を繊維状にしマンドレル上に巻取り積層して不織性の管状としたもの、合成樹脂を押出し成形によって管状としたもの、合成樹脂に粒状塩化ナトリウム等の水溶性物質を加え押出し成形によって管状とした後、これを水中に浸すことによって多孔性構造としたもの、又は、合成樹脂を押出し成形によって管状とした後、延伸することによって多孔性構造としたもののいずれかを用いることを特徴とする、請求項6又は7記載の人工血管の製造方法。 As the base material of the artificial blood vessel, which synthetic resin and a tubular by weaving a plain weave or knit the fibrous, that the synthetic resin was tubular nonwoven by winding laminated onto a mandrel and a fibrous, synthetic resin those tubular by extrusion, after the tubular by extrusion of a water-soluble substance of granular sodium chloride was added to the synthetic resin, which was used as a porous structure by immersing it in water, or, extruding a synthetic resin after the tubular by, characterized by using any of those with porous structure by stretching, according to claim 6 or 7 process for producing an artificial blood vessel according.
  9. 人工血管の基材を作製する合成樹脂として、ポリウレタン、ポリエステル、もしくはポリテトラフルオロエチレンを用いることを特徴とする、請求項8記載の人工血管の製造方法。 As the synthetic resin for making the substrate of the artificial blood vessel, polyurethane, polyester or characterized by using a polytetrafluoroethylene, a manufacturing method of claim 8, wherein the artificial blood vessel.
  10. 水溶性エラスチンを、グルタールアルデヒド、ジアルデヒドスターチ、もしくは水溶性エポキシ化合物によって架橋することを特徴とする、請求項6又は7記載の人工血管の製造方法。 The water-soluble elastin, glutaraldehyde, dialdehyde starch or wherein the cross-linked by a water-soluble epoxy compound, The method according to claim 6 or 7, wherein the artificial blood vessel.
  11. 水溶性エラスチンとして、動物由来もしくはヒト由来のエラスチンを熱蓚酸処理し得られるα−エラスチンもしくはβ−エラスチン、エラスチンをアルカリエタノール処理して得られるκ−エラスチン、又はエラスチンをペプシンもしくはエラスターゼによって処理して得られる水溶性エラスチンを用いることを特徴とする、請求項6又は7記載の人工血管の製造方法。 As the water-soluble elastin, animal or human elastin heat oxalic acid treated α- elastin or β- elastin and obtained, elastin obtained by treating an alkali ethanol κ- elastin or elastin was treated by pepsin or elastase characterized by using the resulting water-soluble elastin method according to claim 6 or 7, wherein the artificial blood vessel.
JP17109594A 1994-07-22 1994-07-22 Artificial blood vessel and a method of manufacturing the same Expired - Fee Related JP3687995B2 (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP17109594A JP3687995B2 (en) 1994-07-22 1994-07-22 Artificial blood vessel and a method of manufacturing the same

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP17109594A JP3687995B2 (en) 1994-07-22 1994-07-22 Artificial blood vessel and a method of manufacturing the same

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPH0833661A JPH0833661A (en) 1996-02-06
JP3687995B2 true JP3687995B2 (en) 2005-08-24

Family

ID=15916901

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP17109594A Expired - Fee Related JP3687995B2 (en) 1994-07-22 1994-07-22 Artificial blood vessel and a method of manufacturing the same

Country Status (1)

Country Link
JP (1) JP3687995B2 (en)

Families Citing this family (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP4214051B2 (en) * 2001-05-30 2009-01-28 チッソ株式会社 Crosslinked elastin and manufacturing method thereof
JP4598671B2 (en) 2003-03-31 2010-12-15 帝人株式会社 Method for producing a composite body and the support base
JP2006068401A (en) * 2004-09-03 2006-03-16 Kyushu Institute Of Technology Artificial blood vessel
JP4078431B2 (en) 2004-10-29 2008-04-23 国立大学法人九州工業大学 Food and medicaments containing a water-soluble elastin their preparation and the same
JP2007045722A (en) * 2005-08-08 2007-02-22 Kyushu Institute Of Technology Water-soluble elastin, and food and pharmaceutical each containing the same
US8980835B2 (en) 2010-02-19 2015-03-17 Kyushu Institute Of Technology Chemically modified water-soluble elastin, mixed gel of chemically modified water-soluble elastin and collagen, and process for producing same

Also Published As

Publication number Publication date
JPH0833661A (en) 1996-02-06

Similar Documents

Publication Publication Date Title
Graham et al. Immediate seeding of enzymatically derived endothelium in Dacron vascular grafts: early experimental studies with autologous canine cells
Kannan et al. Current status of prosthetic bypass grafts: a review
Lantz et al. Small intestinal submucosa as a vascular graft: a review
Ratner et al. Synthetic hydrogels for biomedical applications
Miyata et al. Collagen engineering for biomaterial use
US4820626A (en) Method of treating a synthetic or naturally occuring surface with microvascular endothelial cells, and the treated surface itself
AU700584B2 (en) Vascular graft impregnated with a heparin-containing collagen sealant
CA1122353A (en) Cardiac and vascular prostheses and methods of making the same
EP0850073B1 (en) Inhibition of vascular occlusion following vascular intervention
KR101180896B1 (en) Injectable cross-linked polymeric preparations and uses thereof
US5037377A (en) Means for improving biocompatibility of implants, particularly of vascular grafts
JP3784798B2 (en) Polytetrafluoroethylene implantable tubular prosthesis
AU720963B2 (en) Method and implantable article for promoting endothelialization
JP2539934B2 (en) The transplanted tissue
JP3524919B2 (en) Pre-vascularized polymeric implants for organ transplant
CA2472031C (en) Medical device with coating that promotes endothelial cell adherence and differentiation
US4990131A (en) Tubular prostheses for vascular reconstructive surgery and process for preparing same
US8101196B2 (en) Polysaccharide biomaterials and methods of use thereof
JP2678945B2 (en) Artificial blood vessel and its production method and artificial vascular substrate
US5131908A (en) Tubular prosthesis for vascular reconstructive surgery and process for preparing same
US5354329A (en) Vascular prosthesis having enhanced compatibility and compliance characteristics
Williams et al. Adult human endothelial cell compatibility with prosthetic graft material
US20070196422A1 (en) Medical device with coating that promotes endothelial cell adherence and differentiation
AU728426B2 (en) Poly(vinyl alcohol) cryogel
DE60133377T2 (en) Decellularized vascular prostheses

Legal Events

Date Code Title Description
A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20040430

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20040728

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20040927

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20050607

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20050607

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080617

Year of fee payment: 3

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090617

Year of fee payment: 4

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees