JPH0280055A - 繊維で強化された海綿状フルオロプラスチック血管移植物質 - Google Patents
繊維で強化された海綿状フルオロプラスチック血管移植物質Info
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- JPH0280055A JPH0280055A JP1196465A JP19646589A JPH0280055A JP H0280055 A JPH0280055 A JP H0280055A JP 1196465 A JP1196465 A JP 1196465A JP 19646589 A JP19646589 A JP 19646589A JP H0280055 A JPH0280055 A JP H0280055A
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-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
- A61L27/507—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials for artificial blood vessels
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- A61L27/48—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material having a macromolecular matrix with macromolecular fillers
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
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Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の背景〕
〔発明の分野〕
本発明は、血管移植物質の製造用に使用される、繊維で
強化された海綿状フルオロプラスチック組成物に関する
ものである。
強化された海綿状フルオロプラスチック組成物に関する
ものである。
近年、人工静脈および動脈の製造には、種々の物質が使
用されている。人工器官は、例えば、ダクロンまたはポ
リテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）製の織物もしく
は編物を使用して製造されている。これらの人工器官が
、比較的大きい内径、典型的には少なくとも約７ｍｍで
構成されている時には、それらが比較的好結果を与える
ことが、証明されている。しかしながら、比較的小さい
内径を有する同様な人工器官を製造しようとする試みは
、成功しておらず、その理由は、主として人工静脈の内
表面への血小板の付着を抑制し、そして充分な血液を流
動させることができないためである。
用されている。人工器官は、例えば、ダクロンまたはポ
リテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）製の織物もしく
は編物を使用して製造されている。これらの人工器官が
、比較的大きい内径、典型的には少なくとも約７ｍｍで
構成されている時には、それらが比較的好結果を与える
ことが、証明されている。しかしながら、比較的小さい
内径を有する同様な人工器官を製造しようとする試みは
、成功しておらず、その理由は、主として人工静脈の内
表面への血小板の付着を抑制し、そして充分な血液を流
動させることができないためである。
延伸または海綿状ＰＴＦＥからも、人工器官が製造され
ている。ツイヤ−（Ｓｏｙｅｒ）他、「新規な静脈人工
器官（Ａ Ｎｅｗ Ｖｅｎｏｕｒ Ｐｒｏｓｔｈｅｓｉ
ｓ ） Ｊ、サージエリ−（Ｓｕｒｇｅｒｙ）、７２巻
、８６４頁（１９７２）、ヴオルダー（Ｖｏｉｄｅｒ）
他、「新規な方法で製作されたＡ−Ｖ分流（Ａ−Ｖ）
５ｈｕｎｔｓ ｃｒｅａｔｅｄ ｉｎＮｅｗ １１ａ
ｙｓ） Ｊ、トランスレーション、アメリカ、Ｓｏｃ、
Ａｆｔｉｆ、Ｉｎｔ、Ｏｒｇａｎｓ 、 １９巻、３
８頁（１９７３）、「人工血管への海綿状ポリテトラフ
ルオロエチレンの応用（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ
ＢｘｐａｎｄｅｄＰｏｌｙｔｅｔｒａｆｌｕｏｒｏｅ
ｔｈｙｌｅｎｅ ｔｏ ＡｒｔｉｆｉｃｉａｌＶｅｓｓ
ｅｌｓ） Ｊ 、アーティフィシャルＯオルガンス（Ａ
ｒｔｉｆｉｃｉａｌ Ｏｒｇａｎｓ）、１巻、４４頁（
１９７２） 、ｒ４上、２巻、２６２頁（１９７３）
、および同上、３巻、５０頁、［上方および下方静脈管
の代用品（Ｒｅｐｌａｃｅｍｅｎｔ ｏｆ ｔｈｅ ５
ｕｐｅｒｉｏｒ ａｎｄ Ｉｎｆｅｒｉｏｒ１９７４）
、並びにゴールドファーブ（Ｇｏｌｄｆａｒｂ）、ベ
ルギー特許番号５１７．４１５などの多数の参考文献中
に、このような管状物が記されている。
ている。ツイヤ−（Ｓｏｙｅｒ）他、「新規な静脈人工
器官（Ａ Ｎｅｗ Ｖｅｎｏｕｒ Ｐｒｏｓｔｈｅｓｉ
ｓ ） Ｊ、サージエリ−（Ｓｕｒｇｅｒｙ）、７２巻
、８６４頁（１９７２）、ヴオルダー（Ｖｏｉｄｅｒ）
他、「新規な方法で製作されたＡ−Ｖ分流（Ａ−Ｖ）
５ｈｕｎｔｓ ｃｒｅａｔｅｄ ｉｎＮｅｗ １１ａ
ｙｓ） Ｊ、トランスレーション、アメリカ、Ｓｏｃ、
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８頁（１９７３）、「人工血管への海綿状ポリテトラフ
ルオロエチレンの応用（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ
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１９７２） 、ｒ４上、２巻、２６２頁（１９７３）
、および同上、３巻、５０頁、［上方および下方静脈管
の代用品（Ｒｅｐｌａｃｅｍｅｎｔ ｏｆ ｔｈｅ ５
ｕｐｅｒｉｏｒ ａｎｄ Ｉｎｆｅｒｉｏｒ１９７４）
、並びにゴールドファーブ（Ｇｏｌｄｆａｒｂ）、ベ
ルギー特許番号５１７．４１５などの多数の参考文献中
に、このような管状物が記されている。
延伸されたＰＴＦＥ管状物は、繊維の多孔性微細構造お
よび繊維により一緒に連結されている結節により、特徴
づけられている。繊維の直径は、延伸条件に依存して変
えることができ、そして上記の編物および織物中の繊維
の直径より、はるかに小さく製造することができる。
よび繊維により一緒に連結されている結節により、特徴
づけられている。繊維の直径は、延伸条件に依存して変
えることができ、そして上記の編物および織物中の繊維
の直径より、はるかに小さく製造することができる。
海綿状ＰＴＦＥ製の従来の血管移植物質を使用する利点
は、非海綿状ＰＴＦＥ移植物質とは対照的に、フィブリ
ン沈着による意味あるほどの吸蔵をこうむらないことで
ある。しかしながら、海綿状ＰＴＦＥからなる移植物質
は、完全に満足のいくものであるとは証明されておらず
、その理由は、人工器官の多孔率が高すぎると、人工器
官を患者の血管と結合させるために用いられる縫合糸に
より、それが破れてしまうためである。海綿状ＰＴＦＥ
の従来の移植物質は、強度限界も有している。
は、非海綿状ＰＴＦＥ移植物質とは対照的に、フィブリ
ン沈着による意味あるほどの吸蔵をこうむらないことで
ある。しかしながら、海綿状ＰＴＦＥからなる移植物質
は、完全に満足のいくものであるとは証明されておらず
、その理由は、人工器官の多孔率が高すぎると、人工器
官を患者の血管と結合させるために用いられる縫合糸に
より、それが破れてしまうためである。海綿状ＰＴＦＥ
の従来の移植物質は、強度限界も有している。
製品は、それらを−軸的に膨張または延伸することによ
り製造される。例えば、米国特許第３、９５３．５６６
号を参照のこと。移植物質を患者の血管に取付ける時に
は、縫合糸は、ＰＴＦＥフィブリルと平行している引張
り方向を有しており、低い縫合糸固定強度が生じる。
り製造される。例えば、米国特許第３、９５３．５６６
号を参照のこと。移植物質を患者の血管に取付ける時に
は、縫合糸は、ＰＴＦＥフィブリルと平行している引張
り方向を有しており、低い縫合糸固定強度が生じる。
縫合糸固定強度のこの欠如を補うために、種々の型の移
植物質が試されてきている。例えば、海綿状ＰＴＦＥを
強化フィルムと共に製造する（例えば、ジー？ ”／り
（Ｊａｃｋ）＾、キャノン（Ｃａｎｎｏｎ）、５章、「
海綿状の強化材入りのポリテトラフルオロエチレン人工
血管移植物質（Ｔｈｅ ＥｘｐａｎｄｅｄＲｅｉｎｆｏ
ｒｃｅｄ Ｐｏ１ｙｔｅｔｒａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌ
ｅｎｅＰｒｏｓｔｈｅｔｉｃ Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｇｒ
ａｆｔ） Ｊ 、３１−４２頁、クレイトン（Ｃｒｅｉ
ｇｈｔｏｎ） Ｊ 、Ｂ、ライト （Ｗｒｉｇｈｔ）他
、（１９８３））。しかしながら、そのような製品を使
用すると、移植周囲組織の望ましい内方成長が遅れるこ
とが、見出されている。さらに、外側の強化フィルノ・
は、海綿状ＰＴＦＥ管状物紐状物離する傾向を有する。
植物質が試されてきている。例えば、海綿状ＰＴＦＥを
強化フィルムと共に製造する（例えば、ジー？ ”／り
（Ｊａｃｋ）＾、キャノン（Ｃａｎｎｏｎ）、５章、「
海綿状の強化材入りのポリテトラフルオロエチレン人工
血管移植物質（Ｔｈｅ ＥｘｐａｎｄｅｄＲｅｉｎｆｏ
ｒｃｅｄ Ｐｏ１ｙｔｅｔｒａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌ
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ａｆｔ） Ｊ 、３１−４２頁、クレイトン（Ｃｒｅｉ
ｇｈｔｏｎ） Ｊ 、Ｂ、ライト （Ｗｒｉｇｈｔ）他
、（１９８３））。しかしながら、そのような製品を使
用すると、移植周囲組織の望ましい内方成長が遅れるこ
とが、見出されている。さらに、外側の強化フィルノ・
は、海綿状ＰＴＦＥ管状物紐状物離する傾向を有する。
例えば、ジョーン（Ｊｏｈｎ） 、Ｍ、ジョンソン（Ｊ
ｏｈｎｓｏｎ）他、ザ・アメリカン・ジャーナル・オン
・サージエリイ （Ｔｈｅ ＡｍｅｒｉｃａｎＪｏｕｒ
ｎａｌ ｏｆ Ｓｕｒｇｅｒｙ）、１３２ニア２３−７
２７（１９７６）中に記されているように、極端に厚い
壁を有する移植物質も試されているが、それを用いると
治癒のために望ましい移植周囲組織の内方成長が、同じ
く遅れる。米国特許第４．５５０．４４７号中に記され
ているような外部リブの繰返しパターンを有する移植物
質も、使用されているが、移植周囲組織の内方成長を遅
らせる。米国特許第４．２０８．７４５号は、外表面よ
り内表面のところの方が細かくなっている繊維構造を有
するＰＴＦＥ管状物の血管人工器官を、開示している。
ｏｈｎｓｏｎ）他、ザ・アメリカン・ジャーナル・オン
・サージエリイ （Ｔｈｅ ＡｍｅｒｉｃａｎＪｏｕｒ
ｎａｌ ｏｆ Ｓｕｒｇｅｒｙ）、１３２ニア２３−７
２７（１９７６）中に記されているように、極端に厚い
壁を有する移植物質も試されているが、それを用いると
治癒のために望ましい移植周囲組織の内方成長が、同じ
く遅れる。米国特許第４．５５０．４４７号中に記され
ているような外部リブの繰返しパターンを有する移植物
質も、使用されているが、移植周囲組織の内方成長を遅
らせる。米国特許第４．２０８．７４５号は、外表面よ
り内表面のところの方が細かくなっている繊維構造を有
するＰＴＦＥ管状物の血管人工器官を、開示している。
しかしながら、この種の人工器官の欠点は、その製造方
法に複雑な特殊装置が必要であることである。
法に複雑な特殊装置が必要であることである。
当技術で周知の血管移植物質の短所を考えると、増加し
た縫合系固定強度を有し、移植周知ａｔ織の内方成長の
治癒工程を遅らせず、しかも、製造が複雑でないような
血管移植物質に対する要望が、存在している。
た縫合系固定強度を有し、移植周知ａｔ織の内方成長の
治癒工程を遅らせず、しかも、製造が複雑でないような
血管移植物質に対する要望が、存在している。
本発明は、移植周囲物質に移植物質を付けるための縫合
糸により生じる破れに耐える、血管移植物質として使用
するのに適している、多孔製組成物を提供するものであ
る。該組成物は、海綿状の生適合性のフルオロプラスチ
ック樹脂およびＰＴＦＥ樹脂と化学的に適合性のある生
適合性の耐高温性繊維からなっており、ここで繊維は、
樹脂全体中に不規則的方位で分布されている。この組成
物は、繊維をＰＴＦＥ樹脂と混合し、次に生成した混合
物を予備成型し、押し出し、膨張させ、そして任意に焼
結することにより、製造される。この方法により製造さ
れた組織物は、従来のＰＴＦＥ血管移植物質の望ましい
特徴は保有しつつ、増加した破裂強度、縫合糸固定性お
よび引張り強度という別の望ましい特徴も有している。
糸により生じる破れに耐える、血管移植物質として使用
するのに適している、多孔製組成物を提供するものであ
る。該組成物は、海綿状の生適合性のフルオロプラスチ
ック樹脂およびＰＴＦＥ樹脂と化学的に適合性のある生
適合性の耐高温性繊維からなっており、ここで繊維は、
樹脂全体中に不規則的方位で分布されている。この組成
物は、繊維をＰＴＦＥ樹脂と混合し、次に生成した混合
物を予備成型し、押し出し、膨張させ、そして任意に焼
結することにより、製造される。この方法により製造さ
れた組織物は、従来のＰＴＦＥ血管移植物質の望ましい
特徴は保有しつつ、増加した破裂強度、縫合糸固定性お
よび引張り強度という別の望ましい特徴も有している。
好適な態様では、耐高温性繊維は、ＰＴＦＥまたは海綿
状ＰＴＦＥからなっ“Ｃいる。
状ＰＴＦＥからなっ“Ｃいる。
本明細書を理解するための一助として、下記の語句が特
別に定義されている。
別に定義されている。
「生適合性の」とは、非抗原性であり、しかも周辺の組
織に実質的な悪影響を与えることなく体内に移植可能で
あることを意味する。
織に実質的な悪影響を与えることなく体内に移植可能で
あることを意味する。
「化学的に適合性の」とは、特定物質が広範囲の温度お
よび圧力条件にわたり、他の特定物質と結合可能である
ことを意味する。
よび圧力条件にわたり、他の特定物質と結合可能である
ことを意味する。
「化学的に異なり」とは、特定物質が、他の特定物質と
異なる化学的組成を有することを意味する。
異なる化学的組成を有することを意味する。
化学的に異なる物質は、それとは別の物質を化学的に適
合性があるかもしれない。本発明では、例えばアラミド
類、超高分子量ポリエチレン類、ポリエステル類、シリ
コーン類、ポリウレタン類およびエラストマー類は、全
てＰＴＦＥとは化学的に異なっているが、ＰＴＦＥと化
学的に適合性がある。
合性があるかもしれない。本発明では、例えばアラミド
類、超高分子量ポリエチレン類、ポリエステル類、シリ
コーン類、ポリウレタン類およびエラストマー類は、全
てＰＴＦＥとは化学的に異なっているが、ＰＴＦＥと化
学的に適合性がある。
「移植周囲組織」とは、宿主体内への移植時は、移植物
質の外側表面と隣接している血管組織である。
質の外側表面と隣接している血管組織である。
「薄壁状の」とは、約０．２ｍＩｎ〜約０．８ ｍｍの
厚さを有する血管移植物質の壁をさしている。
厚さを有する血管移植物質の壁をさしている。
本発明は、不規則的方位に配向された生適合性の繊維で
強化された生適合性のフルオロプラスチック樹脂結合剤
から製造される、主体内移植で移植物質として有用な組
成物に関するものである。
強化された生適合性のフルオロプラスチック樹脂結合剤
から製造される、主体内移植で移植物質として有用な組
成物に関するものである。
樹脂係合剤が、ポリテトラフルオロエチレンであること
、およびこのＰＴＦＥが樹脂されていることが好ましい
。本発明では、いずれの型のポリテトラフルオロエチレ
ンでも使用できるが、約５００、０００〜約１．０００
．０００の分子量を有するものが好適である。
、およびこのＰＴＦＥが樹脂されていることが好ましい
。本発明では、いずれの型のポリテトラフルオロエチレ
ンでも使用できるが、約５００、０００〜約１．０００
．０００の分子量を有するものが好適である。
繊維は、生適合性の物質であることの他に、樹脂と化学
的に適合性であることにより、特徴づけられている。組
成物が、好適態様の如く焼結されている時には、繊維は
、高温露呈に耐えるそれらの能力を基にしても選択され
る。特に、フルオＯプラスチック樹脂がＩ） Ｔ Ｆ
Ｅからなっている時には、望ましいことに繊維は約３４
２℃より高い温度に対する露呈に耐えることができる。
的に適合性であることにより、特徴づけられている。組
成物が、好適態様の如く焼結されている時には、繊維は
、高温露呈に耐えるそれらの能力を基にしても選択され
る。特に、フルオＯプラスチック樹脂がＩ） Ｔ Ｆ
Ｅからなっている時には、望ましいことに繊維は約３４
２℃より高い温度に対する露呈に耐えることができる。
適している繊維には、ＰＴＦＥ繊維、海綿状ＰＴＦＥ繊
維、アラミド類、例えば芳香族ポリアミド（例えばＢ、
１．デュポン・デ・ネモアス・アンド−カンパニー製の
ケブラー（Ｋｅｖｌａｒ） ４９■）、超高分子量ポリ
エチレン繊維、例えばアライド・コーポレーション製の
スペクトラム（Ｓｐｅｃｔｒｕｍ）■系統、ダクロン（
Ｄａｃｒｏｎ）■系統繊維、またはエラストマー繊維、
例えばシリコーンもしくはポリウレタン、或いは上記の
ものの組み合わせが、包含される。
維、アラミド類、例えば芳香族ポリアミド（例えばＢ、
１．デュポン・デ・ネモアス・アンド−カンパニー製の
ケブラー（Ｋｅｖｌａｒ） ４９■）、超高分子量ポリ
エチレン繊維、例えばアライド・コーポレーション製の
スペクトラム（Ｓｐｅｃｔｒｕｍ）■系統、ダクロン（
Ｄａｃｒｏｎ）■系統繊維、またはエラストマー繊維、
例えばシリコーンもしくはポリウレタン、或いは上記の
ものの組み合わせが、包含される。
Ｅ、Ｉ、デイボン・デ・ネモアス・アンド・カンパニー
製のカルレッツ（Ｋａｌｒｅｚ） ＠すなわちテトラフ
ルオロエチレンおよびパーフルオロ（メチルビニルエー
テル）の過弗素化エストラマー共重合体が、適切なエラ
ストマーの一例である。
製のカルレッツ（Ｋａｌｒｅｚ） ＠すなわちテトラフ
ルオロエチレンおよびパーフルオロ（メチルビニルエー
テル）の過弗素化エストラマー共重合体が、適切なエラ
ストマーの一例である。
強化用繊維はＰＴＦＥ樹脂中樹脂相脂を強化するのに充
分な量で配合される。一般的に、繊維は最終的組成物の
希望する用途に依存するが、樹脂−繊維組成物の約０．
０００５％〜約１０％の重量百分率である。繊維の直径
は、望ましくは約１ミクロン〜約５０ミクロンの、好適
には５〜２５ミクロンの、範囲である。繊維の直径がＰ
ＴＦＥ結節の直径とほぼ同程度の大きさである時に、繊
維とＰＴＦＥの間でより良い接触が生じる。望ましい繊
維の長さは約１ ｍｍ〜約５ｃｍ、好適には４ｍｍ〜２
ｃｍである。
分な量で配合される。一般的に、繊維は最終的組成物の
希望する用途に依存するが、樹脂−繊維組成物の約０．
０００５％〜約１０％の重量百分率である。繊維の直径
は、望ましくは約１ミクロン〜約５０ミクロンの、好適
には５〜２５ミクロンの、範囲である。繊維の直径がＰ
ＴＦＥ結節の直径とほぼ同程度の大きさである時に、繊
維とＰＴＦＥの間でより良い接触が生じる。望ましい繊
維の長さは約１ ｍｍ〜約５ｃｍ、好適には４ｍｍ〜２
ｃｍである。
一般的に、強化用繊維が短すぎると、縫合糸固定形状で
の強化が小さくなる。一方、強化用繊維が長すぎると、
それは処理中に表面中で切断することもあり、それによ
り血小板付着場所を供することとなる。商業用態様では
、典型的な繊維の長さは、個々のモノフィラメントで約
％ｃｍである。
の強化が小さくなる。一方、強化用繊維が長すぎると、
それは処理中に表面中で切断することもあり、それによ
り血小板付着場所を供することとなる。商業用態様では
、典型的な繊維の長さは、個々のモノフィラメントで約
％ｃｍである。
繊維は樹脂に、基礎的ＰＴＦＥフィブリルー結節マトリ
ックスが変化しないような方法で、加えられる。当技術
では、このフィブリル−結節マトリックスが移植周囲組
織の内方成長伝導性であることが周知であるため、この
マトリックスが保有されることは非常に望ましい。その
ような内方成長は、治痣工程に必須である。強化材入り
ＰＴＦＥ樹脂を製造するための好適態様では、市販のＰ
ＴＦＥ粉末を約１５〜４０容量％の当技術の専門家に周
知の潤滑剤で潤滑にする。適当な潤滑剤には、鉱油、液
体パラフィン、ナフサなどが包含される。
ックスが変化しないような方法で、加えられる。当技術
では、このフィブリル−結節マトリックスが移植周囲組
織の内方成長伝導性であることが周知であるため、この
マトリックスが保有されることは非常に望ましい。その
ような内方成長は、治痣工程に必須である。強化材入り
ＰＴＦＥ樹脂を製造するための好適態様では、市販のＰ
ＴＦＥ粉末を約１５〜４０容量％の当技術の専門家に周
知の潤滑剤で潤滑にする。適当な潤滑剤には、鉱油、液
体パラフィン、ナフサなどが包含される。
一般的には、ＰＴＦＥ粉末は０，１〜約０．５ミクロン
の粒子寸法および約５〜約１５ｍ″／ｇの表面積を有す
る。潤滑にされた粉末を、次に攪拌する。攪拌は、例え
ば回転の如き当技術で周知の方法により、行える。攪拌
しながら、希望する量の繊維を加える。この配合物を、
次に好ましくは予備成型中に充填し、そして圧力下で予
備成型する。予備成型後に、物質を押し出して、管状の
薄壁押し出し吻状にできる。例えば、ラム型押し出し機
の如き、当技術で周知のいずれの押し出し機を、使用で
きる。これらの薄壁押し出し物の内径は、物質の希望す
る最終的用途に従い選択できる。一方、繊維が加えられ
ている粉末を、押し出しの前に成形または圧延すること
もできる。
の粒子寸法および約５〜約１５ｍ″／ｇの表面積を有す
る。潤滑にされた粉末を、次に攪拌する。攪拌は、例え
ば回転の如き当技術で周知の方法により、行える。攪拌
しながら、希望する量の繊維を加える。この配合物を、
次に好ましくは予備成型中に充填し、そして圧力下で予
備成型する。予備成型後に、物質を押し出して、管状の
薄壁押し出し吻状にできる。例えば、ラム型押し出し機
の如き、当技術で周知のいずれの押し出し機を、使用で
きる。これらの薄壁押し出し物の内径は、物質の希望す
る最終的用途に従い選択できる。一方、繊維が加えられ
ている粉末を、押し出しの前に成形または圧延すること
もできる。
押し出し物は、次に当技術で周知の方法に従い、膨張工
程にかけられる。膨張は、元の押し出し物の長さの約１
１０％〜約８００％の範囲であることができる。好適に
は、押し出し物の膨張は約４００％である。この膨張工
程の結果である延伸により、移植周囲組織の内方成長に
とって非常に望ましい多孔性構造が生じる。一般的に、
物質は約２０％〜約９０％の、好適には約４０％〜約７
０％の、多孔率を有するように延伸される。好適には、
この膨張した物質を次に当技術で周知の手段により焼結
する。
程にかけられる。膨張は、元の押し出し物の長さの約１
１０％〜約８００％の範囲であることができる。好適に
は、押し出し物の膨張は約４００％である。この膨張工
程の結果である延伸により、移植周囲組織の内方成長に
とって非常に望ましい多孔性構造が生じる。一般的に、
物質は約２０％〜約９０％の、好適には約４０％〜約７
０％の、多孔率を有するように延伸される。好適には、
この膨張した物質を次に当技術で周知の手段により焼結
する。
前記の諸段階で、血管移植物質用に使用できる繊維で強
化された樹脂組成物が、生じる。不規則的方位に配向さ
れた繊維は、移植物質に耐破裂性を与え、その結果動脈
瘤による不全症の確率が減少する。繊維が追加強度を与
えるため、組成物中の繊維の重量百分率を増加させるこ
とにより、従来の移植物質より薄い壁および高い強度を
有する移植物質の製造が、可能となる。このことは、今
までは製作が困難であると証明されている小さな直径の
血管移植物質にとって、重要な利点を与える。
化された樹脂組成物が、生じる。不規則的方位に配向さ
れた繊維は、移植物質に耐破裂性を与え、その結果動脈
瘤による不全症の確率が減少する。繊維が追加強度を与
えるため、組成物中の繊維の重量百分率を増加させるこ
とにより、従来の移植物質より薄い壁および高い強度を
有する移植物質の製造が、可能となる。このことは、今
までは製作が困難であると証明されている小さな直径の
血管移植物質にとって、重要な利点を与える。
本発明に従い製作される移植物質を、第１図、第２図お
よび￥′、３図の電子顕微鏡写真に示す。
よび￥′、３図の電子顕微鏡写真に示す。
第１図および第２図は、下記の実施例１の方法に従って
製作された芳香族ポリアミド繊維（Ｂ、Ｉ。
製作された芳香族ポリアミド繊維（Ｂ、Ｉ。
デュポン・デ・ネモアス・アンド・カンパニー製のケブ
ラー４９）で強化された、ＰＴＦＥ移植物質の内側表面
（１）および外側表面（２）のそれぞれ４８０倍および
１０００倍の走査電子顕微鏡写真である。写真は、典型
的なＰＴＦＥフィブリル（３）−結節（４）の微細構造
を示している。いずれの表面にも強化用繊維の根鉢は、
観察されていない。従って、いずれの表面にも繊維と隣
接組織の間の不利な組織反応は予期されず、しかも組織
の内方成長の妨害は起きない。
ラー４９）で強化された、ＰＴＦＥ移植物質の内側表面
（１）および外側表面（２）のそれぞれ４８０倍および
１０００倍の走査電子顕微鏡写真である。写真は、典型
的なＰＴＦＥフィブリル（３）−結節（４）の微細構造
を示している。いずれの表面にも強化用繊維の根鉢は、
観察されていない。従って、いずれの表面にも繊維と隣
接組織の間の不利な組織反応は予期されず、しかも組織
の内方成長の妨害は起きない。
第３図は、第１図の記述中に記されている繊維で強化さ
れたＰＴＦＥ移植物質の壁の内部の断面の、２０００倍
の走査電子顕微鏡写真である。この繊維（５）は管状物
内で周囲状に不規則方位で配向されている。それはＰＴ
ＦＥ結節（４）およびフィブリル（３）より囲まれてい
る。（６）でわかるように、基礎的フィブリル−結節マ
トリックスは繊維（５）のすぐ近べで、わずかに変位さ
れている。繊維（５）は１２ミクロンの直径を有してい
る。
れたＰＴＦＥ移植物質の壁の内部の断面の、２０００倍
の走査電子顕微鏡写真である。この繊維（５）は管状物
内で周囲状に不規則方位で配向されている。それはＰＴ
ＦＥ結節（４）およびフィブリル（３）より囲まれてい
る。（６）でわかるように、基礎的フィブリル−結節マ
トリックスは繊維（５）のすぐ近べで、わずかに変位さ
れている。繊維（５）は１２ミクロンの直径を有してい
る。
増加した破裂強度の他に、本発明の繊維で強化された血
管移植物質は、増加した縫合固定強度を有する。移植工
程は、天然の器官に対する血管移植物質の縫合を含んで
いる。貫通している縫合糸（７）と相互作用している状
態の繊維で強化されたＰＴＦＥの断面の概要図である第
４図を、参照すること。繊維（５）は、不規則的方位に
配向されている。
管移植物質は、増加した縫合固定強度を有する。移植工
程は、天然の器官に対する血管移植物質の縫合を含んで
いる。貫通している縫合糸（７）と相互作用している状
態の繊維で強化されたＰＴＦＥの断面の概要図である第
４図を、参照すること。繊維（５）は、不規則的方位に
配向されている。
縫合糸（７）は、縫合中に繊維（５）の周りで輪になっ
ている。埋め込まれた繊維の周りで輪になっている縫合
糸は、強化されていないＰＴＦＥ血管移植物質中または
繊維が樹脂管の長さ方向に配列されている強化されたＰ
ＴＦＥ血管移植物質中に置かれている縫合糸より、しっ
かり確保されるであろう。
ている。埋め込まれた繊維の周りで輪になっている縫合
糸は、強化されていないＰＴＦＥ血管移植物質中または
繊維が樹脂管の長さ方向に配列されている強化されたＰ
ＴＦＥ血管移植物質中に置かれている縫合糸より、しっ
かり確保されるであろう。
理論により拘束しようとは望まないが、この増加した強
度は、第３図に示されているような繊維を囲んでいるＰ
ＴＦＥの結節濃度によると信じられている。繊維の量お
よび型の操作が、縫合糸固定強度に影響を与えるであろ
う。この強度は、繊維端部に対する縫合糸の相対的位置
、繊維の配向（不規則的方位の配向が、繊維の周囲での
縫合糸の輪になる傾向を増大させる）、繊維の長さ、該
縫合糸を固定する繊維の数、および繊維と樹脂マトリッ
クスの間の付着力に依存している。ＰＴＦＥ樹脂マトリ
ックスと共にＰＴＦＥまたは海綿状ＰＴＦＥ繊維を好適
に使用する一つの理由は、同一物質の使用時のマトリッ
クスと繊維の間の付着力の強度である。
度は、第３図に示されているような繊維を囲んでいるＰ
ＴＦＥの結節濃度によると信じられている。繊維の量お
よび型の操作が、縫合糸固定強度に影響を与えるであろ
う。この強度は、繊維端部に対する縫合糸の相対的位置
、繊維の配向（不規則的方位の配向が、繊維の周囲での
縫合糸の輪になる傾向を増大させる）、繊維の長さ、該
縫合糸を固定する繊維の数、および繊維と樹脂マトリッ
クスの間の付着力に依存している。ＰＴＦＥ樹脂マトリ
ックスと共にＰＴＦＥまたは海綿状ＰＴＦＥ繊維を好適
に使用する一つの理由は、同一物質の使用時のマトリッ
クスと繊維の間の付着力の強度である。
下記の実施例は説明目的用のものであり、限定しようと
するものではない。
するものではない。
実施例１、移植物質の製造
ケブラー４９■は、Ｂ、１．デイポン・デ・ネモアス・
アンド・カンパニー製の芳香族ポリアミド繊維である。
アンド・カンパニー製の芳香族ポリアミド繊維である。
それば下記の性質を有する：
直 径＝１２ミクロン
比 重＝１．４５
引張り強度＝４００．０００ｐｓｉ
引張りモジニラス＝１９Ｘ１０６ｐｓｉ伸 び＝２．４
％ 分解温度＝５００℃ ＰＴＦＥＩｉｌＫａは、デュポンから連続マルチフィラ
メント糸ステーブルフロック又はトウ状で市販されてい
る。ＰＴＦＥ繊維は、下記の性質を有する： 直 径＝２０ミクロン 比 重＝２．１ 引張り強度＝５２．５００ｐｓｉ 引張りモジユラス＝ ２．８ ＸＩＯ” ｐｓｉ伸 び
＝１９％ ＰＴＦＥ粉末（ＩＣＩアメリカス・インコーホレーテッ
ドからのフルオン（Ｆｌｕｏｎ）■ＣＤＩ２３）を、ガ
ラスジャー中で潤滑剤としての約２０％のミネラルスピ
リッツと共に回転させた。潤滑にされたＰＴＦＥ粉末の
半分に、ＰＴＦＥ粉末を基にして０．０１重量％のケブ
ラー４９■繊維（個別モノフィラメント状で約′Ａｃｍ
の長さ）を加え、そしてまばらに混合した。潤滑にされ
たＰＴＦＥ粉末を最初に予備成へ°！機に充填しながら
、潤滑にされた繊維およびＰＴＦＥ粉末を、予備成型機
の上部中に充填した。圧力下で予備成型した後に、ビレ
ットを押し出して、見かけ内径が５ ｍｍの薄壁押し出
し物を成形した。繊維を含まない押し出し物を対照用と
して使用した。押し出し物を次に炉の中で６００゜Ｆで
それらの元の長さの４００％に膨張させた。その後の焼
結条件は３５０℃で３分間であった。
％ 分解温度＝５００℃ ＰＴＦＥＩｉｌＫａは、デュポンから連続マルチフィラ
メント糸ステーブルフロック又はトウ状で市販されてい
る。ＰＴＦＥ繊維は、下記の性質を有する： 直 径＝２０ミクロン 比 重＝２．１ 引張り強度＝５２．５００ｐｓｉ 引張りモジユラス＝ ２．８ ＸＩＯ” ｐｓｉ伸 び
＝１９％ ＰＴＦＥ粉末（ＩＣＩアメリカス・インコーホレーテッ
ドからのフルオン（Ｆｌｕｏｎ）■ＣＤＩ２３）を、ガ
ラスジャー中で潤滑剤としての約２０％のミネラルスピ
リッツと共に回転させた。潤滑にされたＰＴＦＥ粉末の
半分に、ＰＴＦＥ粉末を基にして０．０１重量％のケブ
ラー４９■繊維（個別モノフィラメント状で約′Ａｃｍ
の長さ）を加え、そしてまばらに混合した。潤滑にされ
たＰＴＦＥ粉末を最初に予備成へ°！機に充填しながら
、潤滑にされた繊維およびＰＴＦＥ粉末を、予備成型機
の上部中に充填した。圧力下で予備成型した後に、ビレ
ットを押し出して、見かけ内径が５ ｍｍの薄壁押し出
し物を成形した。繊維を含まない押し出し物を対照用と
して使用した。押し出し物を次に炉の中で６００゜Ｆで
それらの元の長さの４００％に膨張させた。その後の焼
結条件は３５０℃で３分間であった。
第３図は、２０００倍の倍率の走査電子顕微鏡の下で示
されている、この組成物の断面図である。繊維を囲んで
いるＰＴＦＥの結節濃度に注意すること。第４図に図示
されているように、この接着が縫合系固定力を供してい
る。繊維で強化された海綿状ＰＴＦＥおよび対照用の海
綿状ＰＴＦＥの両者とも、下記の同様な物理的性質を示
した：内 径＝ ５．３ ｍｍ 外 径−５，８ｍｍ 密 度−０，９ｇ／ｅｃ 多孔率−６０％ 加えられたケブラー■繊維が、少量であるため、両方の
試料は互いに同様にみえ、そして感じられた。対照用の
海綿状ＰＴＦＥは、１インチの壁Ｆ１さ当り約１１ボン
ドの縫合糸固定強度（６１（：部から０．２ｍｍのとこ
ろで６．０ブロレン縫合糸の使用による）を有していた
。繊維で強化された海綿状ＰＴＦＥは、対照用の強度の
約３倍である、１インチの壁７さ当たり３１ポンドの縫
合糸固定強度を示した。
されている、この組成物の断面図である。繊維を囲んで
いるＰＴＦＥの結節濃度に注意すること。第４図に図示
されているように、この接着が縫合系固定力を供してい
る。繊維で強化された海綿状ＰＴＦＥおよび対照用の海
綿状ＰＴＦＥの両者とも、下記の同様な物理的性質を示
した：内 径＝ ５．３ ｍｍ 外 径−５，８ｍｍ 密 度−０，９ｇ／ｅｃ 多孔率−６０％ 加えられたケブラー■繊維が、少量であるため、両方の
試料は互いに同様にみえ、そして感じられた。対照用の
海綿状ＰＴＦＥは、１インチの壁Ｆ１さ当り約１１ボン
ドの縫合糸固定強度（６１（：部から０．２ｍｍのとこ
ろで６．０ブロレン縫合糸の使用による）を有していた
。繊維で強化された海綿状ＰＴＦＥは、対照用の強度の
約３倍である、１インチの壁７さ当たり３１ポンドの縫
合糸固定強度を示した。
実施例２
カルレッツ■は、Ｅ、Ｉ、デイボン・デ・ネモアス・ア
ント・カンパニー製のテトラフルオロエチレンおよびバ
ーフルオロ（メチルビニルエーテル）の過弗素化エラス
トマー共重合体である。カルレッツ■繊維は、融解紡糸
により製造できる。該繊維は、下記の一般的性質を有す
る： 比 重＝２．０ 臨界表面張力−１９，１ダイン／ ａｍ引張り強度−２
７２０ｐｓｉ 引張りモジュラス−１３５０ｐｓｉ 伸 び−１６０％ 硬 度−８９ジニロメーターＡ 分解温度＝４００℃ 実施例１の方法において、ゲブラー４９■の代わりにカ
ルレッッ■を使用することによっても、実質的に同じ結
果が得られる。
ント・カンパニー製のテトラフルオロエチレンおよびバ
ーフルオロ（メチルビニルエーテル）の過弗素化エラス
トマー共重合体である。カルレッツ■繊維は、融解紡糸
により製造できる。該繊維は、下記の一般的性質を有す
る： 比 重＝２．０ 臨界表面張力−１９，１ダイン／ ａｍ引張り強度−２
７２０ｐｓｉ 引張りモジュラス−１３５０ｐｓｉ 伸 び−１６０％ 硬 度−８９ジニロメーターＡ 分解温度＝４００℃ 実施例１の方法において、ゲブラー４９■の代わりにカ
ルレッッ■を使用することによっても、実質的に同じ結
果が得られる。
第１図は、本発明に従い製造された繊維で強化されたポ
リデトラフルオロエチレン物質の内腔（内側）表面の走
査電子顕微鏡写真である。 第２図は、本発明に従い製造された繊維で強化されたＰ
ＴＦＥ物質の外のすなわぢ外側表面の走査電子顕微鏡写
真である。 第３図は、本発明に従い製造された１１ｉ維て強化され
たＰＴＦＥ物質の断面の走査電子顕微鏡写真である。 第４図は、縫合糸が取付けられる操作がされている本発
明に従い製造された移植物質の概要図である。 第 、・５ ビｊ
リデトラフルオロエチレン物質の内腔（内側）表面の走
査電子顕微鏡写真である。 第２図は、本発明に従い製造された繊維で強化されたＰ
ＴＦＥ物質の外のすなわぢ外側表面の走査電子顕微鏡写
真である。 第３図は、本発明に従い製造された１１ｉ維て強化され
たＰＴＦＥ物質の断面の走査電子顕微鏡写真である。 第４図は、縫合糸が取付けられる操作がされている本発
明に従い製造された移植物質の概要図である。 第 、・５ ビｊ
Claims (38)
- （１）ａ）海綿状の生適合性のフルオロプラスチック樹
脂、および ｂ）当樹脂と化学的に異なったものであるが、該樹脂と
化学的に適合性のある、生適合性の耐高温性繊維 からなる組成物であって、該繊維が、該樹脂全体中に不
規則的包囲で分布されていることを特徴とする組成物。 - （２）該フルオロプラスチック樹脂が、ポリテトラフル
オロエチレン（ＰＴＦＥ）である請求項１に記載の組成
物。 - （３）該繊維が、アラミド類、超高分子量ポリエチレン
類、ポリエステル類、シリコーン類、ポリウレタン類、
およびエラストマー類からなる群から選択される請求項
２に記載の組成物。 - （４）該繊維の重量が、該組成物の約０．０００５％〜
約１０％である請求項２または３に記載の組成物。 - （５）該繊維が約１ミクロン〜約５０ミクロンの直径を
有する請求項４に記載の組成物。 - （６）該直径が、約５ミクロン〜約２５ミクロンである
請求項５に記載の組成物。 - （７）該繊維が、約１ｍｍ〜約５ｃｍの長さを有する請
求項４に記載の組成物。 - （８）該長さが、約４ｍｍ〜約２ｃｍである請求項７に
記載の組成物。 - （９）該ＰＴＦＥが、約５００，０００〜約１，０００
，０００の分子量を有する請求項４の記載の組成物。 - （１０）該繊維が、少なくとも約３４２℃の温度露呈に
耐えられる請求項２に記載の組成物。 - （１１）多孔性の、予備成型され、押し出され、膨張さ
れ、そして焼結された、生適合性の樹脂および生適合性
の繊維の配合物からなっており、該樹脂が、ポリテトラ
フルオロエチレン（ＰＴＦＥ）からなりしかも該繊維が
該ＰＴＦＥと化学的に適合性がありそして該繊維がさら
に該樹脂全体中に不規則方位で分布されている、移植周
囲組織の内方生成伝導性でありそして縫合糸固定促進性
である複合生体内血管移植物質。 - （１２）該繊維が、アラミド類、ポリウレタン類、エラ
ストマー類、ポリテトラフルオロエチレン類、海綿状ポ
リテトラフルオロエチレン類、およびそれらの組み合わ
せ物からなる群から選択される請求項１１に記載の血管
移植物質。 - （１３）該アラミドが、芳香族ポリアミドである請求項
１１に記載の血管移植物質。 - （１４）該エラストマーが、テトラフルオロエチレンお
よびパーフルオロ（メチルビニルエーテル）の過弗素化
エラストマー共重合体である請求項１１に記載の血管移
植物質。 - （１５）該繊維が、ポリテトラフルオロエチレン類およ
び海綿状ポリテトラフルオロエチレン類から選択される
請求項１１に記載の血管移植物質。 - （１６）繊維対樹脂の重量対重量比が、約５部の繊維対
百万部の樹脂〜約１部の繊維対１０部の樹脂であること
によりさらに特徴づけられている請求項１１または１２
に記載の血管移植物質。 - （１７）該繊維が、約１ミクロン〜約５０ミクロンの直
径を有する請求項１６に記載の血管移植物質。 - （１８）該直径が、約５ミクロン〜約２５ミクロンであ
る請求項１７に記載の血管移植物質。 - （１９）該繊維が、約１ｍｍ〜約５ｃｍの長さを有する
請求項１６に記載の血管移植物質。 - （２０）該長さが、約４ｍｍ〜約２ｃｍである請求項１
７に記載の血管移植物質。 - （２１）該ＰＴＦＥ樹脂が、約５，０００〜約１，００
０，０００の分子量を有する請求項１６に記載の血管移
植物質。 - （２２）該繊維が、該縫合糸の固定手段を供している請
求項１１に記載の血管移植物質。 - （２３）該物質が、約２０％〜約９０％の多孔率を有す
る請求項１１に記載の血管移植物質。 - （２４）該物質が、約０．２ｍｍ〜約０．８ｍｍの壁厚
さを有する請求項２３に記載の血管移植物質。 - （２５）該壁が、約０．５ｍｍの厚さを有する請求項２
４に記載の血管移植物質。 - （２６）ａ）潤滑剤を含有する生適合性のフルオロプラ
スチック粉末を、該ＰＴＦＥと化学的に生適合性である
繊維と混合し、 ｂ）該混合物を予備成型し、 ｃ）該予備成型された混合物を、押し出して管状押し出
し物を形成し、 ｄ）該押し出し物質を、それが約２０％〜約９０％の多
孔率を有するように膨張させ、そして ｅ）該膨張移植物質を焼結させる ことからなる方法により製造された移植周囲組織の内方
生成伝導性であり、そして縫合糸固定促進性である複合
生体内血管移植物質。 - （２７）該フルオロプラスチック粉末が、ＰＴＦＥから
なる請求項２６に記載の組成物。 - （２８）該繊維が、アラミド類、超高分子量ポリエチレ
ン類、ポリエステル類、シリコーン類、ポリウレタン類
、エラストマー類、ポリテトラフルオロエチレンおよび
海綿状ポリテトラフルオロエチレンからなる群から選択
される繊維である請求項２８に記載の組成物。 - （２９）該アラミドが、芳香族ポリアミドである請求項
２８に記載の組成物。 - （３０）該エラストマーが、テトラフルオロエチレンお
よびパーフルオロ（メチルビニルエーテル）の過弗素化
エラストマー共重合体である請求項２８に記載の組成物
。 - （３１）該繊維が、該混合物の約０．０００５〜約１０
重量％である請求項２８、２９または３０いずれか１項
に記載の組成物。 - （３２）該潤滑剤が、約２０重量％のミネラルスピリッ
ツである請求項２７に記載の組成物。 - （３３）該混合段階が、該繊維を加えながら該潤滑剤含
有ＰＴＦＥ粉末を回転させることからなっている請求項
２７に記載の組成物。 - （３４）押し出された管状物が、該血管移植物質を取付
けようとする移植周囲組織の内径に相当する内径を有す
る請求項３１に記載の組成物。 - （３５）該膨張が、該物質の元の長さの約１１０〜約８
００％である請求項２７に記載の組成物。 - （３６）該膨張が、該物質の元の長さの約４００％であ
る請求項３５に記載の組成物。 - （３７）該膨張された物質を約３５０℃で焼結する請求
項２７に記載の組成物。 - （３８）該物質を、約３分間焼結する請求項２７に記載
の組成物。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US22797388A | 1988-07-29 | 1988-07-29 | |
| US227,973 | 1988-07-29 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0280055A true JPH0280055A (ja) | 1990-03-20 |
Family
ID=22855224
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1196465A Pending JPH0280055A (ja) | 1988-07-29 | 1989-07-28 | 繊維で強化された海綿状フルオロプラスチック血管移植物質 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP0352972A3 (ja) |
| JP (1) | JPH0280055A (ja) |
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|---|---|---|---|---|
| JP2005523115A (ja) * | 2002-04-25 | 2005-08-04 | ゴア エンタープライズ ホールディングス，インコーポレイティド | 縫合付き又は縫合なし外科的処置で使用される改良された膜 |
| JP2005534408A (ja) * | 2002-08-05 | 2005-11-17 | ゴア エンタープライズ ホールディングス，インコーポレイティド | 熱可塑性フルオロポリマーをコーティングした医療装置 |
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| CN102010557B (zh) * | 2010-11-12 | 2012-12-26 | 北京理工大学 | 聚四氟乙烯单聚合物复合材料 |
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-
1989
- 1989-07-20 EP EP19890307386 patent/EP0352972A3/en not_active Withdrawn
- 1989-07-28 JP JP1196465A patent/JPH0280055A/ja active Pending
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|---|---|---|---|---|
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Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
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| EP0352972A2 (en) | 1990-01-31 |
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