JPH03280949A - 多層人工血管 - Google Patents
多層人工血管Info
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- JPH03280949A JPH03280949A JP2082056A JP8205690A JPH03280949A JP H03280949 A JPH03280949 A JP H03280949A JP 2082056 A JP2082056 A JP 2082056A JP 8205690 A JP8205690 A JP 8205690A JP H03280949 A JPH03280949 A JP H03280949A
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Landscapes
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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】
産業上の利用分野
本発明は、大動脈、末梢動脈、心臓冠状動脈などに適用
する人工血管に関するものである。
する人工血管に関するものである。
従来の技術
多孔質ポリ四フッ化エチレンチューブを管壁に用いた人
工血管は現在広く代用血管として実用されている。
工血管は現在広く代用血管として実用されている。
該人工血管は結節と結節の間を数μ程度の細い繊維が連
結した構造からなるが、その孔径は、この繊維の長さの
平均である繊維長で記述されることか多（、現在実用化
されている多孔質ポリ四フッ化エチレンチューブの繊維
長は１７〜２０μである（芦沢ら、人工臓器、旦（１）
、９８（１９８０））。
結した構造からなるが、その孔径は、この繊維の長さの
平均である繊維長で記述されることか多（、現在実用化
されている多孔質ポリ四フッ化エチレンチューブの繊維
長は１７〜２０μである（芦沢ら、人工臓器、旦（１）
、９８（１９８０））。
生体由来材料と組み合せた人工血管の研究例では５０μ
〜１００μのものがある［印材ら、人工臓器、１６（３
）、１５００（１９８７）およびアレン（Ａ ｌ１ｅｎ
）ら、ジャーナル・オブ・サージカル・リサーチ（Ｊ、
Ｓｕｒｇ、 Ｒｅｓ、 ）、几（１）、８０（１
９８４）］。
〜１００μのものがある［印材ら、人工臓器、１６（３
）、１５００（１９８７）およびアレン（Ａ ｌ１ｅｎ
）ら、ジャーナル・オブ・サージカル・リサーチ（Ｊ、
Ｓｕｒｇ、 Ｒｅｓ、 ）、几（１）、８０（１
９８４）］。
発明が解決しようとする課題
従来用いられている１７μ〜２０μの繊維長の人工血管
では、血管外部から組織の侵入性が不良であるため、偽
内膜化が遅れて、人工血管の開存率が低くなり、特に３
１１１１φ以下の小口径分野では開存率が著しく低い。
では、血管外部から組織の侵入性が不良であるため、偽
内膜化が遅れて、人工血管の開存率が低くなり、特に３
１１１１φ以下の小口径分野では開存率が著しく低い。
又研究段階であるが５０μ〜１００μの繊維長の多孔質
ポリ四フッ化エチレンチューブの提案があるが、漏血性
、スーチャー強度が低下するなどの問題があった。
ポリ四フッ化エチレンチューブの提案があるが、漏血性
、スーチャー強度が低下するなどの問題があった。
本発明は、これら従来の人工血管の持つ欠点のない人工
血管を提供しようとするものである。
血管を提供しようとするものである。
課題を解決するための手段
上記課題を解決するために、本発明は、多孔質ポリ四フ
ッ化エチレンチューブと生体由来材料を複合化してなる
人工血管において、該多孔質ポリ四フッ化エチレンチ二
−ブが異なる孔径を有する少なくとも２層の多層チュー
ブからなる多層人工血管を提供する。
ッ化エチレンチューブと生体由来材料を複合化してなる
人工血管において、該多孔質ポリ四フッ化エチレンチ二
−ブが異なる孔径を有する少なくとも２層の多層チュー
ブからなる多層人工血管を提供する。
第１図は、本発明の多層人工血管の断面図である。人工
血管は外層１及び内層２からなり、好ましくは外層１の
孔径（繊維長）は内層２の孔径（繊維長）より大きい。
血管は外層１及び内層２からなり、好ましくは外層１の
孔径（繊維長）は内層２の孔径（繊維長）より大きい。
人工血管において、一般に、孔径を大きくすると、血管
外からの細胞の侵入性はよくなるが、スーチャー強度が
小さくなるほか、漏血性が悪（なるという欠点がある。
外からの細胞の侵入性はよくなるが、スーチャー強度が
小さくなるほか、漏血性が悪（なるという欠点がある。
本発明では、内側に孔径の小さい層を形成することによ
りスーチャー強度を太きくし、耐漏血性を向上させるこ
とにより従来の欠点を改良している。また、外側に大き
な孔径の層を形成することにより細胞の侵入性も確保さ
れる。
りスーチャー強度を太きくし、耐漏血性を向上させるこ
とにより従来の欠点を改良している。また、外側に大き
な孔径の層を形成することにより細胞の侵入性も確保さ
れる。
外側からの細胞の侵入性、毛細血管の侵入性をよくする
と、内皮細胞を早期に形成出来ること及び長期的に安定
に内皮細胞を保持することかできることになる。
と、内皮細胞を早期に形成出来ること及び長期的に安定
に内皮細胞を保持することかできることになる。
好ましい態様では、内層の孔径は３０μ〜４０μテアリ
、バブルポイントにすると約０１〜０４９ ｋｇ／ ａ
ｍ’である。外層の孔径はこれより３０〜６０μ大きい
のが好ましい。
、バブルポイントにすると約０１〜０４９ ｋｇ／ ａ
ｍ’である。外層の孔径はこれより３０〜６０μ大きい
のが好ましい。
このような多層ポリ四フッ化エチレンチューブは、例え
ば特公昭４２１３５６０号公報に示されるポリ四フッ化
エチレン多孔質体の製法を応用して作ることができる。
ば特公昭４２１３５６０号公報に示されるポリ四フッ化
エチレン多孔質体の製法を応用して作ることができる。
まずポリ四フッ化エチレン微粉末をペースト押出により
チューブに成形し、少なくとも一軸方向に延伸して未焼
結の多孔質ポリ四フッ化エチレンチューブを得るが、こ
の時、二種類の多孔質チューブを作る。一方は、例えば
内層用で孔径（繊維長）の小さいチューブであり、他の
一方は外層用で孔径が大きく、かつその内径が前記内層
用チューブの外径より少し大きくしたチューブである。
チューブに成形し、少なくとも一軸方向に延伸して未焼
結の多孔質ポリ四フッ化エチレンチューブを得るが、こ
の時、二種類の多孔質チューブを作る。一方は、例えば
内層用で孔径（繊維長）の小さいチューブであり、他の
一方は外層用で孔径が大きく、かつその内径が前記内層
用チューブの外径より少し大きくしたチューブである。
孔径は一般に延伸倍率により変える。次に前記内層用チ
ューブの内径にその外径が概略等しいステンレス等の耐
熱性パイプ又は棒を用意し、このパイプ又は棒に初めに
前記内層用チューブを装着し、次にその外周に前記外層
用チューブを装着後、両端部を固定、ついでポリ四フフ
化エチレンの融点以上に加熱して、二種類のチューブを
焼結一体化する。冷却後、バイブ又は棒から抜くことに
より多層ポリ四フッ化エチレンチューブを得る。なお３
層以上の多層チューブも同様の操作により得ることがで
きる。
ューブの内径にその外径が概略等しいステンレス等の耐
熱性パイプ又は棒を用意し、このパイプ又は棒に初めに
前記内層用チューブを装着し、次にその外周に前記外層
用チューブを装着後、両端部を固定、ついでポリ四フフ
化エチレンの融点以上に加熱して、二種類のチューブを
焼結一体化する。冷却後、バイブ又は棒から抜くことに
より多層ポリ四フッ化エチレンチューブを得る。なお３
層以上の多層チューブも同様の操作により得ることがで
きる。
またこれら多層ポリ四フッ化エチレンチューフに複合す
べき生体由来材料としては、細胞の侵入性を高めるコラ
１ゲン、熱変性フラーゲン、フィブロネクチン等の細胞
間接着物質やその熱変性物、およびヘパリンやコンドロ
イチン硫酸等の抗血栓性物質があげられる。また複合方
法としては、前記生体由来材料の水溶液中に多層ポリ四
フッ化エチレンチューブを浸漬し、要すれば加圧又は成
子操作して、前記チューブ多孔質中に前記生体由来材料
を含浸せしめた後、乾燥する。この操作を複数回行うこ
とで、複合化量を調整すると共に複数の生体由来材料を
複合化することもてきる、またこの操作中あるいは操作
後にグルタールアルテヒドやジアルデヒドデンプン等の
多価アルテヒトを用いて複合化した生体由来材料を架橋
することが望ましい。
べき生体由来材料としては、細胞の侵入性を高めるコラ
１ゲン、熱変性フラーゲン、フィブロネクチン等の細胞
間接着物質やその熱変性物、およびヘパリンやコンドロ
イチン硫酸等の抗血栓性物質があげられる。また複合方
法としては、前記生体由来材料の水溶液中に多層ポリ四
フッ化エチレンチューブを浸漬し、要すれば加圧又は成
子操作して、前記チューブ多孔質中に前記生体由来材料
を含浸せしめた後、乾燥する。この操作を複数回行うこ
とで、複合化量を調整すると共に複数の生体由来材料を
複合化することもてきる、またこの操作中あるいは操作
後にグルタールアルテヒドやジアルデヒドデンプン等の
多価アルテヒトを用いて複合化した生体由来材料を架橋
することが望ましい。
実施例１及び比較例１〜２
多孔質ポリ四フッ化エチレンチューブとして、繊維長９
０μまたは３０μの単層チューブ（比較例１及び２）お
よび９０μ／３０μの２層チューブ（実施例１）を製作
した。各チューブの外径は３．０ｍｍ、内径は２．０ｍ
ｍであった。２層チ一−ブにおける繊維長９０μの外層
の内径および繊維長３０μの内層の外径は２．２ｍｍで
あった。気孔率はいずれも約７０％であった。
０μまたは３０μの単層チューブ（比較例１及び２）お
よび９０μ／３０μの２層チューブ（実施例１）を製作
した。各チューブの外径は３．０ｍｍ、内径は２．０ｍ
ｍであった。２層チ一−ブにおける繊維長９０μの外層
の内径および繊維長３０μの内層の外径は２．２ｍｍで
あった。気孔率はいずれも約７０％であった。
３つのサンプルチューブを真空下に０．０３％熱変性コ
ラーゲン水溶液に浸漬し、乾燥した。この操作を６回繰
り返した後、ゲルタールアルデヒドにより架橋した。
ラーゲン水溶液に浸漬し、乾燥した。この操作を６回繰
り返した後、ゲルタールアルデヒドにより架橋した。
この後、ヘパリン溶液に浸漬し、真空びきをおこない、
ヘパリンを３００Ｕ／ｃｍの割合で含浸させた。
ヘパリンを３００Ｕ／ｃｍの割合で含浸させた。
これら３種類の人工血管のスーチャー強度を測定した。
またそれぞれを１０週齢のラット腹部大動脈に移植し、
漏血性、細胞の侵入性（移植後１週間から４週間）を求
めた。結果を表に示す。
漏血性、細胞の侵入性（移植後１週間から４週間）を求
めた。結果を表に示す。
繊維長９０μの人工血管は漏血性が悪いが、それに対し
９０μ／３０μの人工血管の漏血性は大巾に改良できた
。又９０μ／３０μの人工血管の細胞の侵入性は、繊維
長３０μの人工血管のそれに比し、大巾に特性改良がは
かられた。この他９０μ／３０μの人工血管のスーチャ
ー強度は繊維長９０μの人工血管のそれより大巾な特性
向上がはかられた。
９０μ／３０μの人工血管の漏血性は大巾に改良できた
。又９０μ／３０μの人工血管の細胞の侵入性は、繊維
長３０μの人工血管のそれに比し、大巾に特性改良がは
かられた。この他９０μ／３０μの人工血管のスーチャ
ー強度は繊維長９０μの人工血管のそれより大巾な特性
向上がはかられた。
更に、０９％食塩水を１０ｃｃ／分の流速で流して３種
類の人工血管それぞれの内面を洗浄し、ヘパリンの放出
量を求めた。結果を表及び第２図に示す。
類の人工血管それぞれの内面を洗浄し、ヘパリンの放出
量を求めた。結果を表及び第２図に示す。
又、３種類の人工血管それぞれを体重３ｋｇのうさぎの
頚動脈へ移植し、ｌ、３及び６ケ月後の人工血管中の開
存率を求めた。結果を表に示す。
頚動脈へ移植し、ｌ、３及び６ケ月後の人工血管中の開
存率を求めた。結果を表に示す。
＊１ スーチャー強度は試料端１０１１Ｒの所に０．０
３ｉｚφの針金を通し、引張速度２０ｉｘ／ｍｉｎで針
金を引張った時の強度を測定。
３ｉｚφの針金を通し、引張速度２０ｉｘ／ｍｉｎで針
金を引張った時の強度を測定。
＊２ 人工血管外表面からの組織侵入距離を人工血管の
壁厚で除した値。
壁厚で除した値。
第１図は、本発明の多層人工血管の断面図である。第２
図は、実施例及び比較例におけるヘパリン放出量を示す
グラフである。
図は、実施例及び比較例におけるヘパリン放出量を示す
グラフである。
Claims (3)
- １．多孔質ポリ四フッ化エチレンチューブと生体由来材
料を複合化してなる人工血管において、該多孔質ポリ四
フッ化エチレンチューブが異なる孔径を有する少なくと
も２層の多層チューブからなる多層人工血管。 - ２．多孔質ポリ四フッ化エチレンチューブの外層の孔径
が内層の孔径より大きい請求項１記載の多層人工血管。 - ３．内層の孔径が３０μ〜４０μであり、バブルポイン
トが０．１〜０．９ｋｇ／ｃｍ＾２である請求項２記載
の多層人工血管。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2082056A JPH03280949A (ja) | 1990-03-29 | 1990-03-29 | 多層人工血管 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2082056A JPH03280949A (ja) | 1990-03-29 | 1990-03-29 | 多層人工血管 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03280949A true JPH03280949A (ja) | 1991-12-11 |
Family
ID=13763861
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2082056A Pending JPH03280949A (ja) | 1990-03-29 | 1990-03-29 | 多層人工血管 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH03280949A (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5718723A (en) * | 1994-03-15 | 1998-02-17 | Seikagaku Kogyo Kabushiki Kaisha (Seikagaku Corporation) | Artificial blood vessel and process for producing the same |
| JP2003503151A (ja) * | 1999-07-02 | 2003-01-28 | ボストン サイエンティフィック リミテッド | 複合血管移植片 |
| US7244271B2 (en) | 1996-01-22 | 2007-07-17 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Self-sealing PTFE vascular graft and manufacturing methods |
| CN114206407A (zh) * | 2019-05-31 | 2022-03-18 | W.L.戈尔及同仁股份有限公司 | 生物相容性膜复合材料 |
-
1990
- 1990-03-29 JP JP2082056A patent/JPH03280949A/ja active Pending
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5718723A (en) * | 1994-03-15 | 1998-02-17 | Seikagaku Kogyo Kabushiki Kaisha (Seikagaku Corporation) | Artificial blood vessel and process for producing the same |
| US7244271B2 (en) | 1996-01-22 | 2007-07-17 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Self-sealing PTFE vascular graft and manufacturing methods |
| JP2003503151A (ja) * | 1999-07-02 | 2003-01-28 | ボストン サイエンティフィック リミテッド | 複合血管移植片 |
| CN114206407A (zh) * | 2019-05-31 | 2022-03-18 | W.L.戈尔及同仁股份有限公司 | 生物相容性膜复合材料 |
| JP2022535239A (ja) * | 2019-05-31 | 2022-08-05 | ダブリュ．エル．ゴア アンド アソシエイツ，インコーポレイティド | 生体適合性メンブレン複合体 |
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