【発明の詳細な説明】[Detailed description of the invention]
本発明は、有孔性と生体血管に近似したコンプ
ライアンスを有する人工血管に関する。
近年、血管外科手術の進歩とともに人工血管の
研究も進み、数多くの人工血管が開発されてきて
いる。現在、管内径約６mm以上の中口径あるいは
大口径動脈用人工血管としては、たとえば米国
USCI社製のダクロンの編物であるドベイスキー
人工血管や米国ゴア社製の延伸ポリテトラフルオ
ロエチレン（以下、EPTFEという）からなるゴ
アテツクスなどが臨床に用いられている。
これらの人工血管は、血管の内側から外側まで
連通している孔を有しており、生体に埋入後すみ
やかに仮性内皮によつて覆われ、生体組織側から
この孔を通して組織が進入し、安定に器質化さ
れ、人工血管としての使命をはたしている。この
ように人工血管の器質化に役立つ連通孔を有する
ことを、以降有孔性を有するという。しかし、こ
れらの人工血管は、コンプライアンスが生体血管
と大きく異なるため、生体に埋入後長時間経る
と、吻合部にパンヌス（pannus）の過形成など
種々の不適合に関する問題が発生する。また内径
約６mm以下の小口径動脈用人工血管として用いる
と、コンプライアンスの相違が顕著に表われ、開
存性がわるく、臨床に使用できない。したがつ
て、膝から下の動脈や冠状動脈などの血行再建手
術には、自家静脈が使用されている。
以上のことから、人工血管とくに小口径動脈用
人工血管の開発にあたつては、人工血管が有孔性
を有することや、人工血管の素材の血液適合性を
向上させることに加えて、人工血管のコンプライ
アンスを生体血管に近似させることが重要である
といわれている。
しかし、現在開発されている人工血管のコンプ
ライアンスは、笹嶋らの報告（人工臓器12(1)，
179−182，1983）によれば、第１表の通りであ
る。
The present invention relates to an artificial blood vessel having porosity and compliance similar to that of a living blood vessel. In recent years, along with advances in vascular surgery, research into artificial blood vessels has progressed, and many artificial blood vessels have been developed. Currently, artificial blood vessels for medium or large diameter arteries with an inner diameter of approximately 6 mm or more are available in the United States, for example.
Dobesky artificial blood vessels made of Dacron knitted fabric manufactured by USCI and Gore-Tex made of expanded polytetrafluoroethylene (hereinafter referred to as EPTFE) manufactured by Gore, Inc. in the United States are used clinically. These artificial blood vessels have a hole that communicates from the inside to the outside of the blood vessel, and after being implanted in a living body, they are immediately covered with a pseudoendothelium, and tissue enters from the living tissue side through this hole. It has been stably organized and is fulfilling its mission as an artificial blood vessel. Having communicating pores that help organize the artificial blood vessel in this way is hereinafter referred to as having porosity. However, the compliance of these artificial blood vessels is significantly different from that of biological blood vessels, and therefore, after a long period of time after implantation in a living body, various problems related to incompatibility such as hyperplasia of pannus occur at the anastomotic site. Furthermore, when used as a small-caliber arterial artificial blood vessel with an inner diameter of about 6 mm or less, the difference in compliance is noticeable and the patency is poor, making it impossible to use clinically. Therefore, autologous veins are used in revascularization surgeries for arteries below the knee, coronary arteries, and the like. Based on the above, when developing artificial blood vessels, especially artificial blood vessels for small-caliber arteries, it is important to ensure that the artificial blood vessels have porosity and to improve the blood compatibility of the artificial blood vessel material. It is said that it is important to approximate the compliance of blood vessels to that of living blood vessels. However, the compliance of currently developed artificial blood vessels is limited by the report by Sasashima et al. (Artificial Organs 12(1),
179-182, 1983), as shown in Table 1.
【表】【table】
【表】
このように現在の人工血管のコンプライアンス
は、生体の動脈と比較すると非常に小さく、動脈
に対しては剛管とみなされるものである。
このようなコンプライアンスの不一致を解決す
るため、米国特許第4173689号明細書には人工血
管を構成する材料としてエラストマーを用い、管
壁を多孔質とし、生体血管に類似したコンプライ
アンスを有する人工血管の製造法に関する開示が
なされている。しかしこの人工血管は、エラスト
マー溶液に心棒を浸漬し、つぎにこれを取出して
心棒上に溶液をコーテイングし、これを貧溶媒
（水）に浸漬してエラストマーを析出させる方法
であるため、血液接触面から生体組織接触面まで
連通した孔が存在しない。しかも製造された人工
血管の管壁断面には非常に小さい孔しか存在せ
ず、比較的密な構造となつている。このようにし
て製造された人工血管のコンプライアンスは、従
来の人工血管のコンプライアンスよりは大きくな
るけれども、生体血管のそれと比較するとまだま
だ小さい。
以上のように人工血管では、とくに小口径動脈
用人工血管になればなるほど、有孔性を有し、コ
ンプライアンスが生体血管に近似することが重要
であると考えられており、そのような人工血管を
うるため努力がなされているが、必要なコンプラ
イアンスを有する人工血管が開発されていないの
が実情である。
本発明者は、有孔性を有し、生体血管に近似し
たコンプライアンスを有する人工血管をうるため
鋭意研究を重ねた結果、曇点を有するエラストマ
ー溶液を管状に押出したのち、凝固液に浸漬して
エラストマーを析出させると同時に、この溶液の
温度を曇点温度をこえる温度から曇点温度以下に
変化させ、溶液の相変化を起こすことにより、管
壁の内側から外側まで厚さ全体にわたつて細孔が
存在する、網状組織からなる管状物とし、えられ
た管状物が有孔性と生体血管に近似したコンプラ
イアンスを有することを見出し、本発明に到達し
た。
すなわち本発明は、エラストマーからなり、管
壁の内側から外側まで厚さ全体にわたつて細孔が
存在する網状組織からなり、管壁の密度が0.05〜
0.35ｇ／cm3であり、コンプライアンスが0.1〜0.8
である人工血管に関する。
本発明に用いるエラストマーとは、血液適合性
に優れた熱可塑性エラストマー、すなわち急性毒
性、炎症、溶血、発熱反応などを惹起するような
低分子溶出物を含まず、血液の生理機能に重大な
損傷を与えず、抗血栓性に優れた熱可塑性エラス
トマーである。このようなエラストマーとして
は、たとえばポリスチレン系エラストマー、ポリ
ウレタン系エラストマー、ポリオレフイン系エラ
ストマー、ポリエステル系エラストマーなどや、
これらのエラストマーにエラストマーとしての性
質を維持する範囲でエラストマー以外の高分子を
ブレンドしたものなどがあげられる。これらは単
独で用いてもよく、２種以上混合して用いてもよ
い。強度、耐久性、抗血栓性などの面からみる
と、これらのうちではポリウレタン系エラストマ
ーがより好ましい。ポリウレタン系エラストマー
としては、ポリウレタン、ポリウレタンウレア、
これらとシリコーンポリマーとのブレンド物など
があげられる。前記ポリウレタンやポリウレタン
ウレアのなかでは生体内での耐久性の面からポリ
エステル型よりもポリエーテル型の方がより好ま
しく、さらに好ましいものとしてはセグメント化
ポリウレタン、セグメント化ポリウレタンウレ
ア、ハードセグメントあるいはソフトセグメント
にフツ素を含有するセグメント化ポリウレタンあ
るいはセグメント化ポリウレタンウレア、特開昭
57−211358号公報に開示されている主鎖中にポリ
ジメチルシロキサンを含有するポリウレタンまた
はポリウレタンウレアなどがあげられる。とくに
好ましいものとしてはポリジメチルシロキサンを
式：
（式中、R1〜R6は炭素数１以上のアルキレン
基、好ましくは炭素数２〜６のエチレン、プロピ
レン、ブチレン、ヘキサメチレンなどのアルキレ
ン基、ａ，ｅは０〜30整数、ｂ，ｄは０または
１、ｃは２以上の整数を表わす）のような形状で
含有し、該ポリエーテル部分が
（−CH2CH2CH2CH2O−）26〜30 または[Table] As described above, the compliance of current artificial blood vessels is extremely small compared to that of living arteries, and compared to arteries, they are considered rigid vessels. In order to solve this discrepancy in compliance, U.S. Patent No. 4,173,689 discloses a method for manufacturing an artificial blood vessel that uses an elastomer as the material constituting the artificial blood vessel, makes the tube wall porous, and has a compliance similar to that of a biological blood vessel. Legal disclosures have been made. However, with this artificial blood vessel, the mandrel is immersed in an elastomer solution, then taken out and coated with the solution on the mandrel, which is then immersed in a poor solvent (water) to precipitate the elastomer. There are no holes communicating from the surface to the living tissue contact surface. Moreover, the manufactured artificial blood vessel has only very small pores in its wall cross section, and has a relatively dense structure. Although the compliance of the artificial blood vessel manufactured in this way is greater than that of conventional artificial blood vessels, it is still lower than that of biological blood vessels. As mentioned above, it is thought that it is important for artificial blood vessels, especially for small-caliber arteries, to have porosity and compliance that approximates that of biological blood vessels. Although efforts are being made to achieve this, the reality is that no artificial blood vessel with the necessary compliance has been developed. As a result of intensive research to create an artificial blood vessel with porosity and compliance similar to that of biological blood vessels, the present inventor extruded an elastomer solution with a cloud point into a tubular shape, and then immersed it in a coagulating solution. At the same time, the temperature of this solution is changed from above the cloud point temperature to below the cloud point temperature to cause a phase change of the solution, thereby depositing the elastomer over the entire thickness of the tube wall from the inside to the outside. The present invention was achieved by creating a tubular material made of a network structure in which pores are present, and discovering that the resulting tubular material has porosity and compliance similar to that of biological blood vessels. That is, the present invention is made of an elastomer and has a network structure in which pores exist throughout the thickness from the inside to the outside of the tube wall, and the density of the tube wall is 0.05 to 0.05.
0.35g/ cm3 , compliance 0.1~0.8
This invention relates to artificial blood vessels. The elastomer used in the present invention is a thermoplastic elastomer with excellent blood compatibility, that is, it does not contain low-molecular eluates that can cause acute toxicity, inflammation, hemolysis, exothermic reactions, etc., and does not cause serious damage to blood physiological functions. It is a thermoplastic elastomer with excellent antithrombotic properties. Examples of such elastomers include polystyrene elastomers, polyurethane elastomers, polyolefin elastomers, polyester elastomers, etc.
These elastomers may be blended with polymers other than elastomers within a range that maintains the properties of elastomers. These may be used alone or in combination of two or more. From the viewpoint of strength, durability, antithrombotic properties, etc., polyurethane elastomers are more preferred among these. Polyurethane elastomers include polyurethane, polyurethane urea,
Examples include blends of these and silicone polymers. Among the polyurethane and polyurethane urea, polyether type is more preferable than polyester type from the viewpoint of durability in vivo, and more preferable are segmented polyurethane, segmented polyurethane urea, hard segment or soft segment. Segmented polyurethane or segmented polyurethane urea containing fluorine, JP-A-Sho
Examples include polyurethane or polyurethane urea containing polydimethylsiloxane in the main chain as disclosed in Japanese Patent No. 57-211358. Particularly preferred are polydimethylsiloxanes of the formula: (In the formula, R 1 to R 6 are alkylene groups having 1 or more carbon atoms, preferably alkylene groups having 2 to 6 carbon atoms such as ethylene, propylene, butylene, hexamethylene, a, e are integers of 0 to 30, b, d represents 0 or 1, c represents an integer of 2 or more), and the polyether moiety is (-CH 2 CH 2 CH 2 CH 2 O-) 26 to 30 or
【式】であるポリウレタンまたは
ポリウレタンウレアがあげられる。
本発明の人工血管の管壁は、内側から外側まで
厚さ全体にわたつて細孔が存在する網状組織から
なり、該人工血管には実質的に内外両表面に緻密
な層が存在せず、細孔はほぼ均一な大きさである
ことが好ましい。人工血管の内側表面および外側
表面には、網状組織の一部が外部に向つて開口し
た細孔が存在する。該細孔の形状にはとくに限定
はないが、内側表面に存在する形状は円形あるい
は楕円形であることが、好ましい。この円形ある
いは楕円形の最大径は１〜100μmが好ましく、５
〜50μmがさらに好ましく、11〜30μmがとくに好
ましい。この最大径が100μmより大きくなると、
血液の流れがみだされて抗血栓性が低下する傾向
にあり、1μmより小さくなると、人工血管の器質
化が遅くなる傾向にある。
本発明の人工血管の管壁を構成する網状組織に
ついて説明する。
細孔の最大径は１〜100μmが好ましく、さらに
３〜75μmが好ましく、とくに５〜50μmが好まし
い。細孔の最大径が100μmより大きくなると強度
が劣つたり、有孔性が大きくなりすぎる傾向にあ
り、1μmより小さくなると有孔性が劣つたり、強
度が大きくなりすぎる傾向にある。
このように本発明の人工血管は、細孔の内先か
ら外側まで連通した孔を有するため、生体に埋入
したとき、器質化がすみやかに進行し、かつ安定
した器質化が達成される。
本発明の人工血管は構成材料がエラストマーで
あり、かつ管壁に占めるエラストマーの密度が疎
であるため、コンプライアンスが大きくなる。そ
の上管壁のエラストマー密度、有孔性、エラスト
マーの強度、管壁の厚さの調節によつて生体血管
のコンプライアンスに近似させることができる。
人工血管として好ましいコンプライアンスは、
人工血管の太さ、使用部位などにより異なり、一
概には決められないが、通常の血行再建手術の行
なわれる生体血管のコンプライアンスが0.1〜0.8
程度であるため、このような範囲にすることが好
ましいと考えられる。本発明の人工血管のコンプ
ライアンスは前記のようにして調節することがで
き、0.1〜0.8の範囲で任意のものを製造すること
ができる。コンプライアンスが0.1〜0.8の人工血
管は、その太さなどにもよるが動脈用血管などの
用途に、また内径が１〜６mmであり、、コンプラ
イアンスが0.1〜0.5のものは小口径動脈用人工血
管として好適に使用しうる。
本明細書にいうコンプライアンスとは、式(1)：
Ｃ＝ΔV／V0・ΔP×100 (1)
（式中、Ｃはコンプライアンス、V0は内圧50
mmHgのときの測定血管の内容積、ΔPは内圧50mm
Hgから内圧150mmHgまでの100mmHg、ΔVは内圧
50mmHgから内圧150mmHgまでの間に増加する測
定血管の内容積である）で定義されるものであ
る。実際の測定は閉鎖回路に測定血管を挿入し、
微量定量ポンプを用いてこの回路に液体を注入
し、注入液量と回路内の圧力の変化とを測定し、
(1)式からコンプライアンスを求めることができ
る。
管壁エラストマーの最適密度は、有孔性やエラ
ストマーの強度や管壁の厚さによつて変化する
し、要求されるコンプライアンスが生体血管の部
位によつて異なるので一概には決めることができ
ないが、通常0.05〜0.35ｇ／cm3であり、0.1〜0.3
ｇ／cm3が好ましく、0.125〜0.25ｇ／cm3がとくに
好ましい。エラストマーの強度は、管壁のエラス
トマー密度などの影響で一概には決められない
が、砕断時の引張強度で100〜700Kg／cm2、砕断時
の伸びで100〜1500％であることが好ましい。管
壁の厚さは生体血管のそれにあわせればよい。こ
れらの要因の調節により、本発明の人工血管のコ
ンプライアンスを、生体血管のそれに近似させる
ことができる。
本発明の人工血管は血液適合性に優れたエラス
トマーから構成されているため、その内側、つま
り血液接触面の血液適合性は良好であるが、生体
への埋入初期の抗血栓性をさらに向上させる目的
で、表面にアルブミン、ゼラチン、コンドロイチ
ン硫酸、ヘパリン化材料などをコーテイングして
もよい。また手術時などの異常な血圧の増加に耐
えたり、長時間にわたり耐久性を維持させるため
に、本発明の人工血管の外側を網状のネツトや不
織布などで補強してもよい。
以上のような構造を有する本発明の人工血管
は、有孔性であり、コンプライアンスが生体血管
に近似し、血液接触面が血液適合性に優れている
性質に加えて、つぎに示すような有用な性質をも
併有する。すなわち管壁が実質的にエラストマー
の連続した構造であるため、任意の長さに切断し
ても切口がほつれることはない。また管壁断面
が、網状組織からなるエラストマー密度の低い構
造であるため、縫合針の貫通性が非常によく、生
体血管との縫合が容易であり、かつ縫合部を引張
つても縫合部がほつれたり、縫合糸がはずれたり
することはない。管壁がエラストマーからなるた
め、縫合針の貫通した孔も針が存在しなくなると
自己閉塞し、血液の漏れが生じない。さらに驚く
べき性質としては、本発明の人工血管は、その内
部に血液が流れ、血圧がかかつた状態では結節を
生じない。これは、コンプライアンスが生体血管
に近似していることに起因するためと考えられ
る。
つぎに本発明の人工血管の製造方法を一実施態
様にもとづいて説明する。
本発明の人工血管は、曇点を有するエラストマ
ー溶液を曇点温度以上に保ちながら、環状ノズル
から内部凝固液とともに押出し、ただちにあるい
は一定の乾式距離を保つたのち、全体を外部凝固
液に浸すことによつて製造される。なお内部凝固
液、外部凝固液、乾式距離内の空気の少なくとも
１つは、曇点温度以下に保つ必要がある。前記環
状ノズルは、エラストマー溶液を管状に押出し、
かつその内部に内部凝固液を注入できるものであ
り、また曇点を有するエラストマー溶液とは、エ
ラストマーとエラストマーの良溶媒と貧溶媒とか
らなり、必要に応じて造孔剤を含有するものであ
る。該溶液中のエラストマーは、曇点温度をこえ
る温度では完全に溶解しており、曇点以下ではコ
ロイド状に析出する。
前記良溶媒とはエラストマーを溶解する溶媒で
あり、たとえばＮ，Ｎ−ジメチルアセトアミド、
Ｎ，Ｎ−ジメチルフオルムアミド、ジメチルスル
ホキシド、Ｎ−メチル−２−ピロリドン、ジオキ
サン、テトラヒドロフランなどがあげられ、これ
らを単独で用いてもよく、混合して用いてもよ
い。
前記貧溶媒とは、良溶媒と混和するが、エラス
トマーを溶解しないものであり、たとえば水、低
級アルコール、エチレングリコール、プロピレン
グリコール、１，４−ブタンジオール、グリセリ
ンなどがあげられる。
前記造孔剤とは良溶媒に不溶であり、人工血管
の成形中あるいは成形後に除去できるものであ
り、たとえば食塩のような無機塩類やグルコー
ス、デンプンのような水溶性糖類や蛋白質などが
使用できる。
前記内部あるいは外部凝固液とは、エラストマ
ーは溶解しないが良溶媒とはよく混和する溶媒で
あり、たとえば水、低級アルコール類、エチレン
グリコール、プロピレングリコール、１，４−ブ
タンジオール、グリセリンなどを単独で用いても
よく、２種以上混合して用いてもよい。
上記のようにしてえられた人工血管の一例の内
側表面および外側表面の説明図を、それぞれ第１
図および第２図に示す。
第１図に示すように、人工血管の内側表面１に
は、内側表面から外側表面まで連通する孔の円形
または楕円形に近い形状の開口２が多数存在し、
該開口２以外にも多数の穴が存在し、かかる石の
表面のような形状を呈している。一方、人工血管
の外側表面３には、第２図に示すように、不定形
の孔の開口４が、不定形の穴とともに多数存在
し、内側表面と比較してやや密なかる石の表面の
ような形状を呈している。
このようにしてえられた本発明の人工血管は、
つぎのような優れた性質を有している。
人工血管の器質化に役立つ有孔性を有する。
コンプライアンスが生体血管に近似してい
る。
血液接触面が血液適合性に優れている。
縫合針の貫通性がよく、縫合が容易である。
任意の長さに切断しても切口にほつれが発生
しない。また縫合部から縫合糸がほつれること
もない。
縫合針の貫通孔が自己閉塞する。
血圧のかかつた実際の使用状態では結節を生
じ難い。
したがつて本発明の人工血管は、生体血管の血
行再建手術にあたつて、人工血管、バイパス用人
工血管、パツチ用材料に使用できるとともに、ブ
ラツドアクセスなどにも使用することができる。
さらに0.1〜0.8のコンプライアンスを有する動脈
用人工血管として用いることができる。とくにコ
ンプライアンスが生体血管に近似し、血液接触面
が血液適合性に優れていることから、現在臨床に
使用する人工血管が存在しない0.1〜0.5のコンプ
ライアンスを有し、内径約１〜６mmの小口径動脈
用人工血管としても使用できる。それゆえ膝から
下の動脈の血行再建や、大動脈−冠状動脈バイパ
ス用人工血管として、好適に使用できる。また本
発明の人工血管は、その外側にコンプライアンス
の小さいネツトなどをかぶせることにより、静脈
用人工血管としても使用できるし、尿管などの生
体の柔かい管状物の代替えとしての使用も可能で
ある。
つぎに実施例を用いて本発明の人工血管を説明
する。
実施例 １
特開昭58−188458号公報の実施例１記載のポリ
ウレタン20ｇをＮ，Ｎ−ジメチルアセトアミド45
mlに溶解したのち、プロピレングリコール35mlを
添加した。この溶液の曇点は約60℃であつた。こ
の溶液に30〜50μmの粒径を有するカゼインを20
ｇ加え、ホモジナイザーで撹拌分散した。この溶
液を減圧下で充分脱泡したのち80℃に保ちなが
ら、ギアポンプを用いて環状ノズル（溶液出口寸
法は内径３mm、外径4.5mm）から、約30cm／分で
押出した。同時に脱泡した18℃の水を管の内側に
注入した。押出された管状の溶液は、ただちに18
℃の水に浸漬し、エラストマーを管状に析出させ
た。充分水洗を行ない、溶媒を除去したのち、必
要な寸法に切断した。ついでPH約13の水酸化ナト
リウム水溶液を用いて、この管状物からカゼイン
を溶解除去し、人工血管をえた。
えられた人工血管は内径約３mm、外径約4.5mm
であつた。管壁断面は網状構造であり、内側表面
には１〜50μmの円形の孔が存在し、外側表面に
は不定形の孔が存在していた。また、えられた人
工血管１ｍの重さが1.4ｇであつたことから、管
壁の密度は約0.16ｇ／cm3
（1.4÷｛100×（0.45／２）2π−100×（0.30／２）
2π｝）
であつた。
えられた人工血管の内側表面および外側表面を
走査型電子顕微鏡で観察したばあいにえられる映
像を説明するための説明図をそれぞれ第１図およ
び第２図に示す。
この人工血管を任意の箇所で切断しても、切断
面はほつれなかつた。また生体血管との縫合が非
常に容易であり、縫合部を引張つても縫合部がほ
つれることはなく、縫合針の貫通孔は、針を除く
と自己閉塞した。
この人工血管を長さ８cmに切り、牛血でプレク
ロツトリングを行なつたのち閉塞回路に挿入し、
１ストローク0.05ml送液する定量ポンプで牛の
ACD血液をこの閉塞回路に送液し、内圧の変化
を測定し、定量ポンプのストロース数と内圧の変
化から、(1)式にもとづきコンプライアンスを測定
したところ、0.4であつた。
実施例 ２
４，4′−ジフエニルメタンジイソシアネート２
モルと分子量2000のポリテトラメチレングリコー
ル１モルとから製造されたプレポリマーを１モル
のエチレンジアミンで鎖延長したセグメント化ポ
リウレタンウレア17.5ｇをＮ，Ｎ−ジメチルアセ
トアミド47.5mlとプロピレングリコール35mlの混
合溶媒に溶解した。この溶液の曇点は約50℃であ
つた。この溶液を70℃に保ちながら、ギアポンプ
を用いて環状ノズル（溶液出口寸法は内径３mm、
外径4.5mm）から約40cm／分で押出した。同時に
脱泡した20℃の水を管の内側に注入した。押出さ
れた管状の溶液は、ただちに20℃の水に浸漬し、
エラストマーを管状に析出させた。水洗を行なつ
たのち、必要な長さに切り、人工血管をえた。
えられた人工血管は内径約３mm、外径約4.5mm
であり、管壁の密度は約0.20ｇ／cm3であつた。こ
の人工血管を任意の箇所で切断しても切断面はほ
つれなかつた。また生体血管との縫合性も優れて
いた。管壁断面は網状構造であり、内側表面には
楕円形と不定形の孔が存在し、外側表面には不定
形の孔が存在し、全体として有孔性を有してい
た。実施例１と同様にしてコンプライアンスを測
定したところ、0.35であつた。
以上のことからこの人工血管は、小口径動脈用
人工血管として優れていることがわかつた。Examples include polyurethane or polyurethane urea. The vessel wall of the artificial blood vessel of the present invention is made of a network structure in which pores exist throughout the thickness from the inside to the outside, and the artificial blood vessel has substantially no dense layer on both the inner and outer surfaces, Preferably, the pores are of substantially uniform size. On the inner and outer surfaces of the artificial blood vessel, there are pores in which a portion of the network structure opens toward the outside. Although the shape of the pores is not particularly limited, it is preferable that the shape present on the inner surface is circular or elliptical. The maximum diameter of this circular or oval shape is preferably 1 to 100 μm, and 5
~50 μm is more preferred, and 11-30 μm is particularly preferred. When this maximum diameter becomes larger than 100μm,
Blood flow tends to be squeezed out and the antithrombotic properties tend to decrease, and when the diameter is smaller than 1 μm, the organization of the artificial blood vessel tends to be delayed. The network tissue that constitutes the wall of the artificial blood vessel of the present invention will be explained. The maximum diameter of the pores is preferably 1 to 100 μm, more preferably 3 to 75 μm, and particularly preferably 5 to 50 μm. If the maximum diameter of the pores is larger than 100 μm, the strength tends to be poor or the porosity becomes too large, and if it is smaller than 1 μm, the porosity tends to be poor or the strength becomes too large. As described above, since the artificial blood vessel of the present invention has a pore that communicates from the inside of the pore to the outside, when it is implanted in a living body, organization quickly progresses and stable organization is achieved. Since the artificial blood vessel of the present invention is composed of an elastomer and the density of the elastomer occupying the vessel wall is sparse, compliance is increased. Furthermore, the compliance of a living blood vessel can be approximated by adjusting the elastomer density, porosity, elastomer strength, and thickness of the tube wall. The preferred compliance for artificial blood vessels is
It varies depending on the thickness of the artificial blood vessel, the site of use, etc., and cannot be determined unconditionally, but the compliance of the living blood vessel used for normal revascularization surgery is 0.1 to 0.8.
Therefore, it is thought that it is preferable to set it within such a range. The compliance of the artificial blood vessel of the present invention can be adjusted as described above, and any compliance within the range of 0.1 to 0.8 can be manufactured. Artificial blood vessels with a compliance of 0.1 to 0.8 are used for applications such as arterial blood vessels, depending on their thickness, and those with an inner diameter of 1 to 6 mm and a compliance of 0.1 to 0.5 are used as small-caliber arterial blood vessels. It can be suitably used as The compliance referred to in this specification is expressed by the formula (1): C=ΔV/V 0・ΔP×100 (1) (where C is compliance and V 0 is the internal pressure 50
The internal volume of the measured blood vessel when mmHg, ΔP is the internal pressure 50mm
100mmHg from Hg to internal pressure 150mmHg, ΔV is internal pressure
It is defined as the internal volume of the measured blood vessel that increases from 50 mmHg to 150 mmHg. The actual measurement involves inserting the measurement blood vessel into a closed circuit.
Inject liquid into this circuit using a micrometer metering pump, measure the amount of injected liquid and the change in pressure in the circuit,
Compliance can be calculated from equation (1). The optimal density of the vessel wall elastomer varies depending on the porosity, the strength of the elastomer, and the thickness of the vessel wall, and the required compliance varies depending on the location of the biological blood vessel, so it cannot be determined unconditionally. , usually 0.05-0.35g/ cm3 , and 0.1-0.3
g/cm 3 is preferred, and 0.125 to 0.25 g/cm 3 is particularly preferred. The strength of an elastomer cannot be determined unconditionally due to the influence of the elastomer density of the tube wall, etc., but it is estimated that the tensile strength when broken is 100 to 700 Kg/cm 2 and the elongation when broken is 100 to 1500%. preferable. The thickness of the tube wall may be adjusted to that of a living blood vessel. By adjusting these factors, the compliance of the artificial blood vessel of the present invention can be approximated to that of a biological blood vessel. Since the artificial blood vessel of the present invention is composed of an elastomer with excellent blood compatibility, its inner side, that is, the blood contact surface, has good blood compatibility, but the antithrombotic property at the initial stage of implantation into a living body can be further improved. For this purpose, the surface may be coated with albumin, gelatin, chondroitin sulfate, heparinized material, etc. Further, in order to withstand an abnormal increase in blood pressure during surgery, etc., and to maintain durability for a long period of time, the outside of the artificial blood vessel of the present invention may be reinforced with a mesh net, a nonwoven fabric, or the like. The artificial blood vessel of the present invention having the structure described above is porous, has a compliance similar to that of a biological blood vessel, and has a blood contact surface with excellent blood compatibility.In addition, it has the following useful properties. It also has the following characteristics. That is, since the tube wall is substantially a continuous structure of elastomer, the cut end will not fray even if it is cut to an arbitrary length. In addition, since the cross-section of the tube wall has a structure with a low density of elastomer consisting of a network tissue, the suture needle penetrates very well, making it easy to suture with living blood vessels, and the suture portion does not fray even if the suture portion is pulled. The sutures will not become dislodged. Since the tube wall is made of elastomer, the hole penetrated by the suture needle also self-closes when the needle is no longer present, and no blood leaks. A further surprising property is that the artificial blood vessel of the present invention does not form knots when blood flows inside it and blood pressure is applied. This is thought to be due to the fact that the compliance is similar to that of living blood vessels. Next, the method for manufacturing an artificial blood vessel of the present invention will be explained based on one embodiment. The artificial blood vessel of the present invention is produced by extruding an elastomer solution having a cloud point at a temperature higher than the cloud point temperature together with an internal coagulating liquid from an annular nozzle, and then immediately or after maintaining a certain dry distance, immersing the entire elastomer solution in an external coagulating liquid. Manufactured by. Note that at least one of the internal coagulating liquid, the external coagulating liquid, and the air within the dry distance must be maintained at a temperature below the cloud point. The annular nozzle extrudes the elastomer solution into a tubular shape;
The elastomer solution that has a clouding point is composed of an elastomer, a good solvent for the elastomer, and a poor solvent, and contains a pore-forming agent if necessary. . The elastomer in the solution is completely dissolved at temperatures above the cloud point, and precipitates into a colloid below the cloud point. The good solvent is a solvent that dissolves the elastomer, such as N,N-dimethylacetamide,
Examples include N,N-dimethylformamide, dimethyl sulfoxide, N-methyl-2-pyrrolidone, dioxane, and tetrahydrofuran, and these may be used alone or in combination. The poor solvent is one that is miscible with the good solvent but does not dissolve the elastomer, and includes, for example, water, lower alcohol, ethylene glycol, propylene glycol, 1,4-butanediol, and glycerin. The pore-forming agent is insoluble in a good solvent and can be removed during or after molding the artificial blood vessel. For example, inorganic salts such as common salt, water-soluble saccharides such as glucose and starch, and proteins can be used. . The internal or external coagulating liquid is a solvent that does not dissolve the elastomer but is miscible with good solvents, such as water, lower alcohols, ethylene glycol, propylene glycol, 1,4-butanediol, glycerin, etc. alone. It may be used, or two or more types may be mixed and used. The explanatory diagrams of the inner and outer surfaces of an example of the artificial blood vessel obtained as described above are shown in Figure 1.
As shown in FIG. As shown in FIG. 1, on the inner surface 1 of the artificial blood vessel, there are many circular or nearly oval-shaped openings 2 that communicate from the inner surface to the outer surface.
There are many holes other than the opening 2, and the shape resembles the surface of a stone. On the other hand, on the outer surface 3 of the artificial blood vessel, as shown in Fig. 2, there are a large number of irregularly shaped pore openings 4 along with irregularly shaped holes, and the outer surface 3 of the artificial blood vessel has a slightly denser stone surface than the inner surface. It has a shape like this. The artificial blood vessel of the present invention thus obtained is
It has the following excellent properties. It has porosity that helps organize the artificial blood vessel. Compliance approximates that of biological blood vessels. The blood contact surface has excellent blood compatibility. The suture needle has good penetrability and suturing is easy. No fraying occurs at the cut end even when cut to any length. Moreover, the suture thread does not become frayed from the sutured portion. The suture needle's through hole self-closes. Nodules are unlikely to form under actual conditions of use where blood pressure is high. Therefore, the artificial blood vessel of the present invention can be used as an artificial blood vessel, a bypass artificial blood vessel, and a material for patches in revascularization surgery of living blood vessels, and can also be used for blood access.
Furthermore, it can be used as an arterial artificial blood vessel having a compliance of 0.1 to 0.8. In particular, the compliance is close to that of biological blood vessels, and the blood contact surface has excellent blood compatibility, so it has a compliance of 0.1 to 0.5, which is not currently available in clinically used artificial blood vessels, and a small diameter of approximately 1 to 6 mm. It can also be used as an artificial blood vessel for arteries. Therefore, it can be suitably used for revascularization of arteries below the knee or as an artificial blood vessel for aorta-coronary artery bypass. Furthermore, the artificial blood vessel of the present invention can be used as a venous artificial blood vessel by covering the outside with a net with low compliance, and can also be used as a substitute for a soft tubular body such as a ureter. Next, the artificial blood vessel of the present invention will be explained using Examples. Example 1 20 g of the polyurethane described in Example 1 of JP-A-58-188458 was mixed with 45 g of N,N-dimethylacetamide.
ml, and then 35 ml of propylene glycol was added. The cloud point of this solution was approximately 60°C. Add 20 pieces of casein with a particle size of 30-50 μm to this solution.
g, and stirred and dispersed with a homogenizer. After this solution was sufficiently degassed under reduced pressure, it was extruded at about 30 cm/min from an annular nozzle (solution outlet dimensions: inner diameter 3 mm, outer diameter 4.5 mm) using a gear pump while maintaining the temperature at 80°C. At the same time, defoamed water at 18°C was injected into the inside of the tube. The extruded tubular solution is immediately 18
The elastomer was deposited in the form of a tube by immersion in water at a temperature of .degree. After thoroughly washing with water to remove the solvent, it was cut into required dimensions. Then, using an aqueous sodium hydroxide solution with a pH of about 13, the casein was dissolved and removed from this tubular material to obtain an artificial blood vessel. The resulting artificial blood vessel has an inner diameter of approximately 3 mm and an outer diameter of approximately 4.5 mm.
It was hot. The cross section of the tube wall had a network structure, with circular pores of 1 to 50 μm on the inner surface and irregularly shaped pores on the outer surface. Furthermore, since the weight of 1 meter of the obtained artificial blood vessel was 1.4 g, the density of the tube wall was approximately 0.16 g/cm 3 (1.4÷{100×(0.45/2) 2 π−100×(0.30/ 2)
2 π}). Explanatory diagrams for explaining the images obtained when the inner and outer surfaces of the obtained artificial blood vessel are observed with a scanning electron microscope are shown in FIGS. 1 and 2, respectively. Even if this artificial blood vessel was cut at any point, the cut surface did not fray. In addition, suturing with a living blood vessel is very easy, the sutured portion does not fray even if the sutured portion is pulled, and the through hole of the suture needle self-closes when the needle is removed. This artificial blood vessel was cut to a length of 8 cm, pre-clotted with bovine blood, and then inserted into the occlusion circuit.
A metering pump that pumps 0.05ml per stroke is used to treat cows.
ACD blood was sent to this closed circuit, the change in internal pressure was measured, and the compliance was measured based on equation (1) from the Strouss number of the metering pump and the change in internal pressure, and was found to be 0.4. Example 2 4,4'-diphenylmethane diisocyanate 2
17.5 g of segmented polyurethaneurea, which is obtained by chain-extending a prepolymer prepared from 1 mole of polytetramethylene glycol with a molecular weight of 2000 with 1 mole of ethylenediamine, was added to a mixed solvent of 47.5 ml of N,N-dimethylacetamide and 35 ml of propylene glycol. Dissolved. The cloud point of this solution was approximately 50°C. While keeping this solution at 70℃, use a gear pump to inject the solution into an annular nozzle (solution outlet size is 3 mm inner diameter,
It was extruded at approximately 40 cm/min from an outer diameter of 4.5 mm). At the same time, degassed water at 20°C was injected into the inside of the tube. The extruded tubular solution was immediately immersed in water at 20℃,
The elastomer was deposited in the form of a tube. After washing it with water, it was cut to the required length and an artificial blood vessel was created. The resulting artificial blood vessel has an inner diameter of approximately 3 mm and an outer diameter of approximately 4.5 mm.
The density of the tube wall was approximately 0.20 g/cm 3 . Even if this artificial blood vessel was cut at any point, the cut surface did not fray. In addition, suturing properties with biological blood vessels were also excellent. The cross section of the tube wall had a network structure, with oval and irregularly shaped pores present on the inner surface, and irregularly shaped pores present on the outer surface, and was porous as a whole. Compliance was measured in the same manner as in Example 1 and found to be 0.35. From the above, it was found that this artificial blood vessel is excellent as an artificial blood vessel for small-caliber arteries.
【図面の簡単な説明】[Brief explanation of the drawing]
第１図および第２図は、それぞれ実施例１にお
いて製造した本発明の人工血管の内側表面および
外側表面を走査型電子顕微鏡で観察したばあいに
えられた映像を説明するための説明図である。
FIG. 1 and FIG. 2 are explanatory diagrams for explaining images obtained when the inner surface and outer surface of the artificial blood vessel of the present invention manufactured in Example 1 were observed using a scanning electron microscope, respectively. be.