JP5253499B2 - 人工血管 - Google Patents

Description

本発明は、閉塞性血管又は脈管の疾患の治療のための規定された幾何学的形状を有する枝分かれ人工血管に関する。

人の死亡原因の大多数は、アテローム性動脈硬化症に関連している。アテローム硬化性狭窄症は、経皮経管的血管形成術（バルーン拡張）かバイパス術かのいずれかで治療される。今日、米国だけで毎年このような技術による１５０万例の血管再生が行われている。患者のほぼ４０％は、再狭窄又はグラフトの狭窄により最初の１年以内に狭窄の繰り返しを経験しており、かかる再狭窄又はグラフト狭窄は、器官の虚血の再発を含む場合があり、それに伴って心筋梗塞、下肢の切断及び発作の発生が劇的に増大している。下肢中に植え込まれたグラフトの狭窄のために米国だけで費用が毎年１００，０００，０００ドルに上るものと見積もられている。

グラフト狭窄は、内膜肥厚（ＩＨ）に起因している。ＩＨは、平滑筋細胞の移動及び増殖が生じ、次に基質の沈着が生じるということを特徴としている。ＩＨは、瘢痕組織との過剰の反応と見なすことができる。最近の証拠の示すところによれば、血行力学的な物理的力が、ＩＨの発現の大きな原因である。血液により及ぼされる押圧力（剪断応力）が小さくなることにより、自己由来の静脈移植片（グラフト）（モリナガ１９８７）、人工グラフト（ゲアリー１９９４）及びバルーンにより傷つけられた動脈（バッショニー１９９８）中でのＩＨの発現が促進される。血液の流れの浄化（剪断応力の増大）により、グラフト中に確立されたＩＨの退化が引き起こされる（マットソン１９９７）。剪断応力のレベルの大きな変化によっても、ＩＨの恐れが増大する場合がある（ナンジョウ２００６）。もう１つの重要な血行力学的要因は、乱流である。乱流の増大によりＩＨの量が増加する（フィリンガー１９８９）。したがって、グラフト狭窄の臨床的取り扱いを改良することができるかどうかは、医学と物理学の両方の知識で決まる（サーカー２００６）。

狭窄を治療するためのバイパス（側副路）は、今日、動脈に対して端側方式で植え込まれる（図２）。これにより、連結部位の「トウ」及び「ヒール」のところ、特に遠位吻合部のところの剪断応力が減少する（オジャ１９９３、オジャ１９９４）（図３）。ＩＨの発現は、更に、吻合部の縫合が剪断応力の小さい領域と共存していると事実によって裏付けられる。血管壁にステッチにより生じた外傷と剪断応力のレベルが一緒になって、互いに異なる機序による細胞の成長が引き起こされ、ＩＨがそれに続く。小さな剪断応力は被移植者動脈中の流れの分流部のところでも存在するであろう。標準の端側連結により、半径が局所的に増大する（図４）。剪断応力のレベルは、半径が増大すると減少する。したがって、外科手技により、小さな剪断応力及びＩＨの局所誘発が生じる。

標準のパイパスグラフトも又、連結部位のトウ及びヒールのところに乱流を生じさせる。乱流は、ＩＨの公知の誘発因子である（フィリンガー１９８９）。

バイパス手術における端側連結方式は、他の主要な問題に直面している。この端側連結方式は、一次下流側流出部及び二次流出部との分岐部を生じさせる。動脈の直径は所与なので、２つの流出部は、血液の流れの要求が互いに異なるにもかかわらず同一の断面積を有している。これら「枝管」相互間には１８０°の割り角度が存在する。これら２つの制約は、本発明が解決しようとする課題の境界条件の一部である。

したがって、改良型グラフトは、乱流をできるだけ低くすると共に変動度をできるだけ低くした状態で高い剪断応力を提供できることが必要である。これにより、ＩＨの誘発が減少すると共にグラフトの開存性が向上することになる。バイパスを改良する別の目的は、グラフトの端部相互間の所要の駆動圧力の差を最小限に抑えることにあるべきである。この結果、血液がバイパスの遠位側に狭窄部が存在している場合に導管を通って流れる能力が高められる。手術により必然的に生じるステッチによって外傷からの流れの分離が解剖学的に行われるべきである。それにより、ＩＨの誘発因子、血行力学的要因及び外傷は、被移植者動脈へのバイパスの極めて重要な連結部位のところには一緒には存在しないことになろう。

国際公開第２００６／１００６５９号パンフレットは、枝分かれ管の形態をした人工血管を記載している。しかしながら、開示では、ＩＨの誘発を減少させると共にグラフト開存性を向上させるのに十分低い乱流と共に十分に高い剪断応力を十分に低い変動度で提供する人工血管に必要な幾何学的特徴の説明は提供されていない。

国際公開第２００６／１００６５９号パンフレット

モリナガ・ケー（Morinaga K），エグチ・エイチ（Eguchi H），ミヤザキ・ティー（Miyazaki T），オカドメ・ケー（Okadome K）及びスギマチ・ケー（Sugimachi K），「デベロプメント・アンド・レグレッション・オブ・インティマル・シッキング・オブ・アーテリアリー・トランスプランテッド・オートローガス・ヴェイン・グラフツ・イン・ドッグス（Development and regression of intimal thickening of arterially transplanted autologous vein grafts in dogs）」，ジャーナル・オブ・ヴァスキュラー・サージェリー（J. Vasc. Surg.），１９８７年，５：７１９‐３０ ゲアリー・アールエル（Geary RL），コーレル・ティーアール（Kohler TR），フェーゲル・フィフス（Vergel 5），キルクマン・ティーアール（Kirkman TR）及びクローズ・エーダブリュ（Clowes AW），「タイム・コース・オブ・フロー・インデュースト・スムース・マッスル・セル・プロリフェレーション・アンド・インティマル・シッキング・イン・エンドセリアライズド・バブーン・ヴァスキュラー・グラフツ（Time course of flow induced smooth muscle cell proliferation and intimal thickening in endothelialized baboon vascular grafts）」，サーキュレーション・リサーチ（Circ. Res.），１９９４年，７４：１４‐２３ バッショニー・エイチエス（Bassiouny HS），ソン・アールエイチ（Song RH），ホン・エックスエフ（Hong XF），シン・エー（Singh A），コチャルヤン・エイチ（Kocharyan H），グラゴフ・エス（Glagov S），「フロー・レギュレーション・オブ・７２‐ｋＤ・コラゲネーゼＩＶ（ＭＭＰ‐２）・アフター・エクスペリメンタル・アーテリアル・インジャリー（Flow regulation of 72-kD collagenase IV (MMP-2) after experimental arterial injury）」，サーキュレーション（Circulation），１９９８年，９８：１５７‐６３ マットソン・イージェイ（Mattsson EJ），コーラー・ティーアール（Kohler TR），フェーゲル・エスエム（Vergel SM）及びクローズ・エーダブリュ（Clows AW），「インクリーズド・ブラッド・フロー・インデューシズ・レグレッション・オブ・インティマル・ハイパープラシア（Increased blood flow induces regression of intimal hyperplasia）」，アーテリオスクレロシス・スロンボシス・ヴァスキュラー・バイオロジー（Arterioscler. Thromb. Vasc. Biol. ），１９９７年，１７：２２４５‐９ ナンジョウ・エイチ（Nanjo H）、ショー・イー（Sho E）、コマツ・エム（Komatsu M）、ショー・エム（Sho M）、ザリンス・シーケー（Zarins CK）、マスダ・エイチ（Masuda H），「インターミッテント・ショート‐デュレーション・エクスポジャー・トゥ・ロウ・ウォール・シェアー・ストレス・インデューシズ・インティマル・シッキング・イン・アーテリーズ・エクスポーズド・トゥ・コロニック・ハイ・シェアー・ストレス（Intermittent short-duration exposure to low wall shear stress induces intimal thickening in arteries exposed to chronic high shear stress）」，エクスペリメンタル・モレキュール・パソロジー（Exp. Mol. Pathol. ），２００６年，８０（１）：３８‐４５ フィリンガー・エムエフ（Fillinger MF），レイニッツ・イーアール（Reinitz ER），シュワルツ・アールエー（Schwartz RA），リセタリッツ・ディーイー（Resetarits DE），パスカニック・エーエム（Paskanik AM），ブレデンベルク・シーイー（Bredenberg CE），「ベネフィシャル・エフェクツ・オブ・バンディング・オン・ヴィーナス・インチマル‐メディアル・ハイパープラシア・イン・アーテリオヴェナス・ループ・グラフツ（Beneficial effects of banding on venous intimal-medial hyperplasia in arteriovenous loop grafts）」，アメリカン・ジャーナル・サージェリー（Am. J. Surg.），１９８９年，１５８（２）：８７‐９４ サーカー・エス（Sarkar S）、サラシンスキー・エイチジェイ（Salacinski HJ）、ハミルトン・ジー（Hamilton G）、セイファリアン・エーエム（Seifalian AM）著，「ザ・メカニカル・プロパティーズ・オブ・インフレインギーナル・ヴァスキュラー・バイパス・グラフツ：ゼア・ロール・イン・インフルエンシング・パテンシー（The mechanical properties of infrainguinal vascular bypass grafts: their role in influencing patency）」，ヨーロピアン・ジャーナル・オブ・エンドヴァスキュラー・サージェリー（Eur. J. Vasc. Endovasc. Surg. ），２００６年，１（６）：６２７‐３６ オジャ・エム（Ojha M），「スペーシアル・アンド・テンポラル・ヴァリエーションズ・オブ・ウォール・シェア・ストレス・ウィズイン・アン・エンド‐トゥ‐サイド・アーテリアル・アナストモシス・モデル（Spatial and temporal variations of wall shear stress within an end-to-side arterial anastomosis model）」，ジャーナル・オブ・バイオメカニックス（J. Biomech. ），１９９３年，２６（１２）：１３７７‐８８ オジャ・エム（Ojha M）、コボルド・アールエス（Cobbold RS）、ジョブンストン・ケーダブリュ（Jobnston KW），「インフルエンス・オブ・アングル・オン・ウォール・シェアー・ストレス・ディストリビューション・フォー・アン・エンド‐トゥ‐サイド・アナストモシス（Influence of angle on wall shear stress distribution for an end-to-side anastomosis）」，ジャーナル・オブ・ヴァスキュラー・サージェリー（J. Vasc. Surg.），１９９４年，１９（６）：１０６７‐７３

したがって本発明の目的は、先行技術の上述の問題を軽減した人工血管を提供することにある。この目的は、添付の特許請求の範囲に記載された人工血管によって達成される。

本発明の第１の観点によれば、枝分かれ管を有する人工血管であって、枝分かれ管が、流入端部を備えた流入管と、一次遠位流出端部を備えた一次遠位流出枝管と、二次近位流出端部を備えた二次近位枝管とを有し、２つの流出端部は、互いに異なる方向に差し向けられており、２本の流出枝管は、分岐部の付近が、互いに異なる横断面積を有し、二次近位流出枝管は、一次遠位流出枝管よりも大きく湾曲しており、二次近位流出枝管は、分岐部の付近が、一次遠位流出枝管よりも小さな横断面積を有することを特徴とする人工血管が提供される。

本願との関係において、遠位という用語は、心臓から遠ざかる方向を意味し、近位という用語は、心臓に近づく方向を意味している。

以下に詳細に説明するように、新規な人工血管により、半径と角度の最適関係を容易に達成することができる。新規な人工血管は、分岐部のところのエネルギー損失を著しく減少させ、それにより剪断応力のレベルが均等になり、それにより剪断応力の小さな領域が回避されると共に乱流傾向が減少する。小さな剪断応力及び小さな乱流は、グラフト狭窄を引き起こす周知の血行力学的要因であるので、かかる合併症の恐れは、新規な人工血管により、著しく減少する。

分岐部の付近における二次近位流出枝管の半径（ｒ）と流入管の半径（ρ）の比は、好ましくは０．４〜０．６９、最も好ましくは０．４５〜０．６５である。また、分岐部の付近においては、一次遠位流出枝管の半径（Ｒ）と流入管の半径（ρ）の比は、０．７〜１．０であることが好ましく、最も好ましくは０．７５〜０．９５である。

流入管から一次遠位流出枝管内への流出角度（α）は、好ましくは０°〜４０°、より好ましくは５°〜３０°、最も好ましくは８°〜２５°である。さらに、流入管から二次近位流出枝管への流出角度（β）は、好ましくは３０°〜９０°、より好ましくは４０°〜７０°、最も好ましくは４５°〜６５°である。

さらに、二次近位流出枝管の中央部曲線の曲率半径（ｒｃ）は、あらゆる箇所において、好ましくは流入管の半径（ρ）の２倍を超え、二次近位流出枝管の中央部曲線の曲率半径（ｒｃ）は、該曲率半径がその最も小さい値を取る箇所では、好ましくは流入管の半径（ρ）の６倍未満である。

両方の流出端部は、好ましくは、半径が０．５〜１０ｍｍの動脈に連結されるようになっている。さらに、流出端部のうちの一方又は両方は、被移植者動脈に嵌まるようテーパしているのが良い。

二次近位流出枝管は、好ましくは、分岐部から流出端部まで断面積が次第に増加する。それにより、分岐部のところの狭い断面領域から流出端部のところの広い断面領域への滑らかな移行が得られる。

流出管から二次近位流出端部への流出角度（β）は、好ましくは、流入管から一次遠位流出端部への流出角度（α）よりも大きい。

本発明の別の観点によれば、上述した形式の人工血管を用いて外科手技を行う方法であって、この方法は、
ａ）被移植者動脈を切断し、切断により露出された端部を互いに分離するステップ、
ｂ）人工血管の一次遠位流出端部を露出された動脈の下流側端部に縫合するステップ、
ｃ）人工血管の二次近位流出端部を露出された動脈の上流側端部に縫合するステップ、及び
ｄ）人工血管の流入端部を血管に取り付けて人工血管を通る血液を被移植者動脈に供給するステップを任意の順序で有することを特徴とする方法が提供される。
本発明は、添付の図面を参照して例示的に与えられているに過ぎない本発明の幾つかの実施形態の以下の説明から明確に理解されよう。

アテローム硬化動脈の図である。 先行技術の標準型バイパスグラフトを示す図であり、上流側取り付けと下流側取り付けの両方が「端−側」である状態を示す図である。 先行技術の血管吻合部の「ヒール」（１）及び「トウ」（２）を定めている図である。 先行技術の標準型「端−側」連結部を示す図であり、被移植者動脈（３）及びグラフト（４）を示す図（材料（グラフト）の追加による取り付け部位（５）のところの直径が拡張していることに注目されたい）である。 本発明の人工血管を灰色で示す略図である。 本発明の人工血管を通る流れと比較した場合の標準型グラフトを通る血液の流れのコンピュータによるシミュレーション結果を示す図であり、部分図Ａが、標準型バイパスグラフト中の血液の流れを示し、部分図Ｂが、本発明の人工血管中の血液の流れを示す図である。 標準型グラフトと新規な人工血管中に生じる剪断応力のレベルのコンピュータによるシミュレーション結果を示す図であり、色が暗ければ暗いほど剪断応力がそれだけ一層小さいことを示し、同じ圧力差が２つのグラフトに対して用いられ、部分図Ａが、標準型バイパスグラフト中に生じる剪断応力を示す図であり、部分図Ｂが、本発明の人工血管に生じる剪断応力を示す図である。 本発明の人工血管において分岐箇所のところの半径と角度の関係を示す図である。 二次出力枝管の中央部の曲線の曲率半径ｒｃと流入管の半径ρの関係を示す図である。

本発明は、枝分かれ管を有する人工血管であって、枝分かれ管が、流入端部を備えた流入管と、一次遠位流出端部を備えた一次遠位流出枝管と、二次近位流出端部を備えた二次近位枝管とを有し、２つの流出端部が、互いに異なる方向に差し向けられ、２本の流出枝管が、最初の部分が互いに異なる横断面積を有し、二次近位流出枝管は、一次遠位流出枝管よりも大きく湾曲している人工血管を提供する。

図５は、本発明の人工血管の一例を示している。流入端部は、通常の「端−側」連結部（６）により取り付けられているが、一次遠位流出端部（８）及び二次近位流出端部（７）は、端と端を突き合わせた（「端−端」）状態で被移植者動脈に連結されている。分流分岐部（器具）がグラフト中に設けられている。２つの流出枝管は、当初、互いに異なる断面積部分を有し、即ち、２本の流出枝管は、人工血管が２本の枝管に分かれている箇所にすぐ続く、即ち、分岐箇所に直接繋がった互いに異なる断面積部分を有している。

二次近位流出枝管の半径（図８のｒ）と流入管の半径（図８のρ）の比及び一次遠位流出枝管の半径（図８のＲ）と流入管の半径の比は、それぞれ、本発明の人工血管の有利な特徴である。図８は、本発明の実施形態による人工血管において分岐箇所のところの半径と角度の関係を示している。管状血管の流入部は、２本の枝管、即ち、半径がＲの一次遠位流出枝管及び半径がｒの二次近位流出枝管に分かれている。一次遠位流出枝管の半径Ｒ及び二次近位流出枝管の半径ｒは、人工血管が２本の枝管に分かれている箇所にすぐ続いて、即ち、分岐箇所にすぐ繋がったところで測定されている。

人工血管の互いに異なる箇所の互いに異なる半径及び断面積は、人工血管の内側で測定されている。

流入管の半径は、ρである。角度は、分岐箇所のところで測定され、一次遠位流出枝管についてはαにより、二次流出枝管についてはβによって与えられている。分岐箇所（１２）は、上流側管状血管の中央部曲線が２本の流出枝管に分かれている箇所として定義される。これら流出枝管相互間の角度は、α＋βであることに注目されたい。

図８の半径の関係は、好ましくは、次の比によって与えられる。
・０．７＜Ｒ／ρ＜１
・０．４＜ｒ／ρ＜０．６９

変形例として、
・Ｒ／ρ＝０．８５±０．１５
・ｒ／ρ＝０．５５±０．１５

角度は、α＝２０°±２０°、β＝６０°±３０°のように°（度）で与えられている。

二次近位流出枝管の半径（ｒ）と流入管の半径（ρ）の比及び一次遠位流出枝管の半径（Ｒ）と流入管の半径（ρ）の比は、それぞれ、本発明の人工血管の有利な特徴である。

したがって、本発明の一実施形態では、人工血管は、二次近位流出管の半径（ｒ）と流入管の半径（ρ）の比は、０．４〜０．６９であることを特徴としている。

本発明の別の実施形態では、人工血管は、更に、一次遠位流出枝管の半径（Ｒ）と流出管の半径（ρ）の比が０．７〜１．０であることを特徴としている。

半径の概念は、一般化された意味で用いられており、したがって、非円形断面の半径は、同一の断面積を備えた円板の半径として定義されるようになっている。

本発明の好ましい一実施形態では、人工血管は、二次近位流出枝管の半径（ｒ）と流入管の半径（ρ）の比が、０．４５〜０．６５、より具体的には０．５〜０．６２であると共に（或いは）一次遠位流出枝管の半径（Ｒ）と流入管の半径（ρ）の比が、０．７５〜０．９５、より具体的には０．８〜０．９５であることを特徴としている。

したがって、本発明の人工血管では、一次遠位流出管の断面積は、最初は（即ち、分岐部の付近では）、二次近位流出管の断面積よりも大きく、したがって一次遠位流出枝管中の主下流側の流れに優先権が与えられている。 本発明のこの実施形態によれば、人工血管に関して一次遠位流出断面積と二次近位流出断面積の比は、１よりも大きく、好ましくは２よりも大きい。

一次遠位流出角度（図８のα）及び二次近位流出角度（図８のβ）は、本発明の人工血管の別の有利な特徴である。

一次遠位流出角度（α）は、分岐箇所のところでの流出路又は管（１３ａ）の中央部曲線と一次遠位流出路又は管（１３ｂ）の中央部曲線との間の角度として測定される。二次遠位流出角度（β）は、分岐箇所のところでの流出路又は管（１３ａ）の中央部曲線と二次遠位流出路又は管（１３ｃ）の中央部曲線との間の角度として測定される。分岐箇所は、上流側管状血管の中間部曲線が２つの枝管に分かれる箇所として定義される。

本発明の別の実施形態では、人工血管は、一次遠位流出角度（α）が、好ましくは０°〜４０°、例えば５°〜３０°又はより具体的には８°〜２５°であり、二次近位流出角度（β）が、３０°〜９０°、例えば４０°〜７０°又はより具体的には４５°〜６５°であることを特徴としている。

好ましい一実施形態では、一次遠位流出角度（α）は、１０°である。別の好ましい実施形態では、二次近位流出角度（β）は、５０°である。

本発明の別の実施形態では、人工血管は、一次遠位流出枝管及び（又は）二次近位流出枝管が規定された曲率を有していることを特徴としている。

図９は、二次流出枝管の中央部曲線の曲率半径（ｒｃ）と流入管の半径（ρ）との間の関係を示している。二次流出枝管のところの中央部曲線に続き、その曲率半径は、接触円をその曲線に沿って当てることにより推定できる。或る特定の箇所のところの曲率半径は、その点のところにおける接触円の半径として定められる。最も小さな半径を備える接触円を中間部曲線が最も大きな曲率を有する箇所のところに見出せる。二次近位流出枝管の中央部曲線の曲率半径（ｒｃ）は、本発明の人工血管の別の有利な特徴である。二次近位流出枝管の中央部曲線の曲率半径（ｒｃ）は、常時、流入管の半径（ρ）の２倍よりも大きい。かくして、二次近位流出枝管には最大許容曲率が存在する。二次流出枝管の中央部曲率の曲率半径（ｒｃ）がその最も小さな値を有する箇所では、かかる曲率半径は、流入管の半径（ρ）の６倍未満である。かくして、二次近位流出枝管には最小許容曲率が存在する。

本発明の更に別の実施形態では、人工血管は、二次近位流出枝管の中央部曲線の曲率半径（ｒｃ）は、あらゆる箇所において、流入管の半径（ρ）の２倍を超え、二次流出枝管の中央部曲線の曲率半径（ｒｃ）は、この曲率半径がその最も小さい値を取る箇所では、流入管の半径（ρ）の６倍未満であることを特徴としている。

本発明の好ましい一実施形態では、人工血管は、あらゆる箇所において二次近位流出枝管の中央部曲線の曲率半径（ｒｃ）と流入管の半径（ρ）の比は、２よりも大きく、例えば３よりも大きいことを特徴としている。

本発明の好ましい実施形態では、上述した本発明の人工血管を特徴づける特徴のうちの２つ又は３つ以上が組み合わされる。

したがって、好ましい一実施形態では、本発明は、流入部又は流入管、一次遠位流出部又は流出枝管及び二次近位流出部又は流出枝管を備えた枝分かれ管を有する人工血管であって、
ａ）二次近位流出枝管の半径（ｒ）と流入管の半径（ρ）の比は、０．４〜０．６９、例えば０．４５〜０．６５又はより具体的には０．５〜０．６２であり、一次遠位流出枝管の半径（Ｒ）と流入管の半径（ρ）の比は、０．７〜１．０、例えば０．７５〜０．９５又はより具体的には０．８〜０．９５であり、
ｂ）一次遠位流出角度（α）は、０°〜４０°、例えば５°〜３０°又はより具体的には８°〜２５°であり、
ｃ）二次近位流出角度（β）は、３０°〜９０°、例えば４０°〜７０°又はより具体的には４５°〜６５°であると共に（或いは）
ｄ）二次近位流出枝管の中央部曲線の曲率半径（ｒｃ）は、あらゆる箇所において、流入管の半径（ρ）の２倍を超え、二次近位流出枝管の中央部曲線の曲率半径（ｒｃ）は、この曲率半径がその最も小さい値を取る箇所では、好ましくは流入管の半径（ρ）の６倍未満であることを特徴とする人工血管を提供する。

本発明の人工血管の両方の流出終端部は、半径が０．５〜１０ｍｍの動脈に連結されるようになっているのが良い。したがって、本発明の人工血管の流入管の半径（ρ）は、０．５〜１０ｍｍであるのが良い。

人工血管の壁の厚さは、好ましくは０．０１〜３ｍｍであるのが良い。人工血管の壁の厚さは、分岐部のところの最大安定性の実現を可能にすると共に流入端部及び流出端部のところでの容易な縫合を考慮して人工血管の互いに異なる部分相互間では様々であるのが良い。

流入端部及び流出端部は、縫合糸の十分に効果的な保持を可能にするよう補強されるのが良い。

本発明の人工血管の両方の流出終端部は、宿主動脈と端と端を突き合わせて吻合できるようになっているのが良い。

本発明の一実施形態では、人工血管の流出終端部のうちの一方又は両方は、被移植者動脈に嵌まるようテーパしている。終端部は、内方又は外方にテーパしているのが良い。テーパしたという用語は、流出終端部の半径が次第に増大し又は減少しているということを言うために用いられている。

本発明の人工血管は、乱流をできるだけ低くすると共に変動度をできるだけ低くした状態で高い剪断応力を提供する。これにより、ＩＨの誘発が減少すると共にグラフトの開存性が向上することになる。本発明の人工血管は、グラフトの端部相互間の所要の駆動圧力の差を一段と最小限に抑える。この結果、血液がバイパスの遠位側に狭窄部が存在している場合に導管を通って流れる能力が高められる。手術により被移植者動脈に必然的に生じるステッチによって外傷からの流れの分離が解剖学的に行われる。それにより、ＩＨの誘発因子、血行力学的要因及び外傷は、被移植者動脈へのバイパスの極めて重要な連結部位のところには一緒には存在しないことになろう。

本発明は更に、本発明の人工血管を用いて外科手技を行う方法であって、この方法は、
ａ）被移植者動脈を切断し、切断により露出された端部を互いに分離するステップ、
ｂ）人工血管の一次遠位流出端部を露出された動脈の下流側端部に縫合するステップ、
ｃ）人工血管の二次近位流出端部を露出された動脈の上流側端部に縫合するステップ、及び
ｄ）人工血管の流入端部を血管に取り付けて人工血管を通る血液を被移植者動脈に供給するステップを任意の順序で有することを特徴とする方法を提供する。

好ましい実施形態の設計
好ましい設計では、本発明者は、分岐箇所のところで局所的に、流れ分岐部のところのエネルギー損失を最小限にする半径と角度の最適な関係（図８参照）を定め、更に小さな剪断応力の領域（図７）を回避するよう剪断応力のレベルを均等にすると共に乱流傾向を減少させるマレーの法則（マレー１９２６ａ、マレー１９２６ｂ、ツァミール１９７８及びヴォルデンベルク等１９８６）を利用した。しかしながら、バイパス状況は、マレーの法則により定義される理想的な流れ状況とは異なっている。バイパスは、互いに逆方向の流出部を備えている。被移植者動脈は、血液の流れの優先権が遠位一次流出部位与えられている場合であっても、同一の断面積を有している。この好ましい設計は、最適分流、テーパした二次流出部の制御された曲率を有する流出部の効果的な方向転換（図９）、本発明者の全体的なねらいを剪断応力の変動性の減少に集中させたままにしておくこと、乱流の減少及びグラフトに対する大きな圧力差の必要性を小さくすることのバランスを取ったものである。

さらに、外科手技において本発明の人工血管を用いることにより、グラフトの縫合により生じた外傷は、流れの分岐部から解剖学的に分離される（図３及び図５参照）。これにより、細胞増殖の２つの互いに異なる誘発因子、即ち、二次的炎症を伴う外傷及び血行力学的外乱が互いに分けられる。

さらに、本発明は、エネルギー損失が小さく、それにより、バイパスの近位側に存在する血圧が保たれる。本発明は、被移植者動脈への吻合部のところだけでなく、グラフト全体中の流れ条件を最適化する（これについては図６を参照されたい）。本発明は、分岐箇所のところで、２つの流出部が互いに異なる断面積を有し、流出枝管が限定された曲率を有する設計を提供する。本発明者は、マレーの法則の原理を適用することにより上述の特徴を得ることに達した。これら原理は、本発明の人工血管の新規であると認められると共に特徴的な設計の基礎をなしている。

コンピュータによるシミュレーション
本発明の人工血管は、これら人工血管を今日利用できる人工血管と比較して改良技術とする多くの特性を備えている。技術改良点を説明するため、本発明者は、三次元有限要素法を用いて比較研究としてコンピュータシミュレーションを行った。図６は、本発明の人工血管を通る流れと比較した場合の標準型グラフトを通る血液の流れのコンピュータによるシミュレーション結果を示す図であり、部分図Ａは、標準型バイパスグラフト中の血液の流れを示し、部分図Ｂは、本発明の人工血管中の血液の流れを示す図である。流量が低い領域を備えた分流部が存在していないことに注目されたい。流線が滑らかに湾曲していることに注目されたい。

図７は、標準型グラフトと新規な人工血管中に生じる剪断応力のレベルのコンピュータによるシミュレーション結果を示す図である。色が暗ければ暗いほど剪断応力がそれだけ一層小さい。同じ圧力差が２つのグラフトに対して用いられている。部分図Ａは、標準型バイパスグラフトに生じる剪断応力を示す図である。本発明の人工血管と比較して剪断応力のレベルが低いことに注目されたい。剪断応力の変動性が高いことに注目されたい。グラフト（１１）の挿入部位のところの動脈の直径拡張に注目されたい。部分図Ｂは、本発明の人工血管に生じる剪断応力を示す図である。剪断応力のレベルが高いことに注目されたい。剪断応力の変動性が低いことに注目されたい。連結部位のところには局所直径変動が存在しないことに注目されたい。

これらシミュレーションは、本発明の人工血管が次の特徴を提供していることを明確に立証している。
・流出部の剪断応力が高いこと（図７）。
・剪断応力の変動度が低いこと（図７）。
・分流箇所のところには非常に小さい剪断応力が存在しないこと（図７）。
・連結部位のところでは被移植者動脈の半径が変化していないこと（図７）。
・乱流傾向が低いこと（図６）。
・分岐部のところには、流出管相互間の断面積の差が存在し、主下流側管に優先権が与えられていること。二次近位流出端部は、被移植者動脈の共通の直径に嵌まるようテーパしていること。
・圧力差が同一の程度である場合に存在する剪断応力の高いレベルが、エネルギー効率の良いグラフトに相当していること。
・分岐箇所のところの流量及び直径に関連した最適角度を用いた設計であること。

材料
本発明の人工血管は、何らかの特定材料には限定されず、好ましくは、生体適合性材料で作られる。かかる材料は、更に、人工血管が植え込み後の生理学的条件下においてその意図した幾何学的形状を取ると共にこれを維持することができるようにすることが必要である。かかる材料は、弗素プラスチック材料、例えば、発泡ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）、テトラフルオロエチレンペルフルオロアルキルビニルエーテルコポリマー、テトラフルオロエチレンヘキサフルオロポリプレンコポリマー又はテトラフルオロエチレンエチレンコポリマーであるのが良い。材料は又、ポリエステル、例えばダクロン（Dacron）であっても良い。材料は又、ゴム状材料、例えばエチレンプロピレンコポリマー、ポリウレタン、ニトリルゴム、塩素化ポリイソプレン、アクリルゴム、ブチルゴム及びハロゲン化ブチルゴム並びにゴム状エラストマー例えばエチレンビニルアセテート系エラストマー、ブタジエン系エラストマー、アミド系エラストマー、エステル系エラストマー、ウレタン系エラストマー、アルファ‐オレフィン系エラストマー及びスチレン系エラストマーであるのが良い。

材料は、好ましくはそれ自体が抗血栓性を備えるべきである。材料の抗血栓性がなく又は低い場合、抗血栓性材料で作られた層を人工血管の内面に被着させるのが良く又は人工血管それ自体が、抗血栓性材料を備えているのが良い。抗血栓性材料は、何らかの特定材料には限定されず、ヘパリン、コラーゲン、ゼラチン、ウロキナーゼ、フィブリン、アスピリン又はプロスタサイクリンを主成分とする材料であるのが良い。

本発明の人工血管の材料は、モノフィラメント繊維及び複合繊維で構成された繊維材料で作られていても良い。複合繊維は、互いに異なる品質の２種類又は３種類以上のポリマーを別々に制御された量で放出させ、同一の吐糸管（スピナレット）内で互いに組み合わせ、そして同時に防止させることにより製造された繊維である。複合繊維は、生体内で顕著な安定性を示すポリエステル繊維及びポリエステルエラストマーを含むポリエチレンテレフタレートで構成されるのが良い。ポリエステルとしては、例えば、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コポリマー及びポリエステルポリエステルコポリマーが挙げられる。ポリエステルポリエステルコポリマーエラストマーとしては、脂肪族ポリエステル、例えば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／‐イソフタレート又はポリ（１，４‐シクロヘキサンジメチレンテレフタレート）が挙げられる。

本発明の人工血管は、上述の繊維に例えば織成、編成、発泡及び編組処理を施すことにより構成できる。

本発明の人工血管は、繊維材料の織成、編成又は編組とプラスチック、ゴム又は高分子材料の成形又は注型の組み合わせによって構成できる。

本発明の人工血管は、これがその幾何学的形状維持するのを助けるよう補強されるのが良い。補強材は、例えば螺旋巻線から成り、かかる補強材は、人工血管の壁と一体であっても良く又はこれにくっつけられても良い。

参考文献
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Claims (14)

1. 枝分かれ管を有する、閉塞性血管の疾患の治療のためのバイパス用の人工血管であって、前記枝分かれ管が、
   流入端部を備えた流入管と、
   一次遠位流出端部を備えた一次遠位流出枝管と、
   二次近位流出端部を備えた二次近位枝管とを有し、
   ２つの前記流出端部は、互いに異なる方向に差し向けられており、２本の前記流出枝管は、分岐部の付近が、互いに異なる横断面積を有し、
   前記二次近位流出枝管は、前記一次遠位流出枝管よりも大きく湾曲しており、前記流入管から前記二次近位流出端部への流出角度（β）は、３０°から９０°であり、前記二次近位流出枝管は、分岐部の付近が、前記一次遠位流出枝管よりも小さな横断面積を有し、分岐部から前記流出端部まで断面積が次第に増加している、人工血管。
2. 分岐部の付近における二次近位流出枝管の半径（ｒ）と流入管の半径（ρ）の比は、０．４〜０．６９である、請求項１記載の人工血管。
3. 分岐部の付近における前記一次遠位流出枝管の半径（Ｒ）と前記流入管の半径（ρ）の比は、０．７〜１．０である、請求項１又は２記載の人工血管。
4. 前記流入管から前記一次遠位流出枝管内への流出角度（α）は、０°〜４０°である、請求項１〜３のうちいずれか一に記載の人工血管。
5. 前記流入管から前記二次近位流出枝管への流出角度（β）は、４０°〜７０°である、請求項１〜４のうちいずれか一に記載の人工血管。
6. 前記二次流出枝管の中央部曲線の曲率半径（ｒｃ）は、あらゆる箇所において、前記流入管の半径（ρ）の２倍を超え、前記二次流出枝管の中央部曲線の曲率半径（ｒｃ）は、該曲率半径がその最も小さい値を取る箇所では、流入管の半径（ρ）の６倍未満である、請求項１〜５のうちいずれか一に記載の人工血管。
7. 両方の前記流出端部は、半径が０．５〜１０ｍｍの動脈に連結されるようになっている、請求項１〜６のうちいずれか一に記載の人工血管。
8. 前記流出端部のうちの一方又は両方は、被移植者動脈に嵌まるようテーパしている、請求項１〜７のうちいずれか一に記載の人工血管。
9. 前記流入管から前記二次近位流出端部への流出角度（β）は、前記流入管から前記一次遠位流出端部への流出角度（α）よりも大きい、請求項１〜８のうちいずれか一に記載の人工血管。
10. 分岐部の付近における二次近位流出枝管の半径（ｒ）と流入管の半径（ρ）の比は、０．４５〜０．６５である、請求項２記載の人工血管。
11. 分岐部の付近における前記一次遠位流出枝管の半径（Ｒ）と前記流入管の半径（ρ）の比は、０．７５〜０．９５である、請求項３記載の人工血管。
12. 前記流入管から前記一次遠位流出枝管内への流出角度（α）は、５°〜３０°である、請求項４記載の人工血管。
13. 前記流入管から前記一次遠位流出枝管内への流出角度（α）は、８°〜２５°である、請求項１２記載の人工血管。
14. 前記流入管から前記二次近位流出枝管への流出角度（β）は、４５°〜６５°である、請求項５記載の人工血管。

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