JPH0373160A - 抗血栓性医用材料および人工血管の製造方法 - Google Patents

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。

Description

【発明の詳細な説明】 「産業上の利用分野］ 本発明は、新規な生体適合性林料、特に、人Ｆ４血管、
人１：臓藩、Ｊｙチーチル等に使用される抗血栓性、細
織適合性に優れた抗血栓性内用材料およびそれを川（、
′また人Ｊ、器官、人１ｍ１１＋１管、さらにはその製
造方法に関ｒるものである。

［従車の技術］ 近年、医療のめざましい進歩と共に、直接血ｉｔ！ｚ　
Ｌ　ｌ妾触する個所に各種医療用落城、例えば人−１，
血管、［ｎ１管力ｉ’−デ・ル、体外循環血液回路、）
＼十臓冶なとか広く用いられるようになってきた。これ
らの直接血液と接触する個所に用いられる［＼徴用謬見
は、耐久性など物理的性質が良好であることは勿論のこ
と、さらに、抗血栓性、♀１１織適含性等の生体適合性
に優れたものであることか要求される。

ｊＩ来、例えば、大王血管においては、８■以ＩＺの［
Ｊ径の広い人Ｔ血管εして、多孔性ポリエステルにより
形［戊されたものと、多孔性ポリテトラフルオロエチレ
ンにより形成されたものが使用されてＬする。ポリエス
テル製の人工血管は、人工血管桟植後に血管ＪＡ材を覆
う内皮細胞がｆｊする天然の抗＋ｍ栓性を利用している
。・′）より、大王血管を形成する多孔性ポリエステル
への組織侵人外を利用している。よ、って、この人」二
血管では内面に生体組織が何首しやす゛り、人１１ｍ　
！ｎｉｌ管の内面・＼の新生内膜の形成が速く、このた
め、人−王、血管を形成する多孔性ポリエステルのグラ
フト内・＼ω生体組織の侵入、人工血管の器質化が良好
であり長期の組織修復が優れている。、さらに、形成さ
れた新生内膜が人］二血管内面に強固に成育ケるため、
その剥離が少なく、長期にわたる開ｌｌ性を自するとい
う特徴を４４’　［、？いる１、また、多孔性ポリテト
ラフルオロエチレンを用いた人「血管は、その材質のＯ
ｒる抗血栓１〈Ｉ゛を利用するものであり、υｊ期の抗
血栓性に対し２で優れた効果を何している。

１発明が解決しようとする問題点］ しかし、Ｌ記の多孔性ポリニスデルを用いた人−ｊ二血
管では、その内径が大きい場合には、柊植直ｗ　Ｊ、り
内］ｈ１に血栓が付ｎし、その後、内皮ｔａ　Ｉｌｌか
その表向を蕩って天外θ）血管と同様な表面構造を形成
ｒ　ルＯ、、、−ノタメ、天然ノ抗＋ｎｌ栓ｔ’＋を得
ることができる。ｌ、か巴、細径、特ｉご５■以ドの人
Ｉ　ｆｆｎ　’ｉＰ、　’ｒは、（・１青した血栓によ
り人工１１１１管か閉塞し７鵜＜、使用できないとい・
）問題点をｆＹ　Ｌ、ていた、。

また、ｋｌＪ己の多孔、を生ボＩＪテトラフルオロエチ
レンを用いた人工血管では、使用り、ている材質が、生
体に不活性なものであることより、組織１チ由が非常に
辻第１る（瑣向がある。つまり、多孔性内壁内に生体組
織が入りにくいので、新生内膜かグラフＩ・の中央部に
形ｌ戊されにくく、器質化が遅れるととイ）に、人を血
管の外面側に形成さ４する生体組織ど内面側に形成され
る生体組織との結りも不十分なｔ）のとなり、移植され
た人Ｅ血管の両端吻合部より成育し一つづけＣきた新９
Ｅ内膜が、剥離シ、やすいものとなる。この剥離物は、
血栓形成の原因となる。また、人丁血答移ｍ後、血流末
梢側御合部付近で部分的に新生内膜のちりあかり（肥！
ワ、）が起こり、長期的には閉阜することかあ、）た。

Ｊ、１″こ、ｌ１ｌｌ径の人−１，血管とし、では、ン
７１明には抗血栓（）１をくｆし、生体組織が厚く（４
行するこ工を防１ト］５、さらに、早Ｉｔｊｌに新生内
膜の形成が行われることが必要となる１、シかし、新牛
肉１廃の１１３成、成育といった細１ｉｑの増埴シ１゛
と抗１ｎ１栓↑１とは現時点では相反する傾向にあり、
抗血栓性を持たせるということは、伸小板の凝集を極力
抑制させることが一般的であり、血小板は細胞か増％ｆ
ｉ　するために必要な要素を多く含Ｗ　Ｌ、　ｔ：おり
、特に、その要素は１１１１１小板内のα顆粒中に多く
含まれている。しかし、ζ、のα顆粒は血小板が凝集し
ないと放出されないものといわれている。

したが−ンで、現状では、抗血栓性と新生内股の形成、
成ｆｔといった細胞の増殖性の両片の↑７１：、質を４
４　するものはなかった。

１−問題点を解決するための手段」 本発明の１」的は、初期には抗血栓性を有し、生体組織
の厚い付着および血栓の形成を防Ｉ］−シ、きらに、甲
１期に新生内膜の形ｙ戊が行われ、か−）、その剥離が
なく、形成された新生内膜により長期的に抗血栓性作用
を発揮できる抗血栓性医用材料およびそれを用いた人工
血管、カテーテル、人工臓器などの人工器官を提供する
ものである。

上記目的を達成するものは、高分子材料により形成され
た基材の表面に、少なくとも表面が加水分解されたフィ
ブリン層を有する抗血栓性医用材料である。

そして、前記加水分解は、プラスミン加水分解であるこ
とが好ましい。また、前記基材は、多孔性基材であるこ
とか好ましい。

また、上記目的を達成するものは、上記の抗血栓性医用
材料により、少なくとも血液と接触する面が形成されて
いる人工器官である。そして、前記人工？ｇ官は、例え
ば、人工血管、カテーテル、人工臓器である。

また、上記目的を達成するものは、高分子材料により形
成された管状体の内表面に、少なくとも表面が加水分解
されたフィブリン層を有する人工血管である。

そして、前記管状体は、多孔性管状体であることが好ま
しい。さらに、前記管状体は、内径か５ｊＩｊ！以下で
あることが好ましい。

また、」二記目的を達成するものは、高分子材料により
形成された基材の表面にフィブリン層を１＆美させ、そ
の後、該フィブリン層の少なくとも表面をプラスミンで
処理する抗血栓性医用材料の製造方法。

また、上記目的を達成するものは、高分子材料により形
成された管状体の内表面にフィブリン層を被覆させ、そ
の後、該フィブリン層の少なくとも表面をプラスミンで
処理することを特徴とする人工血管の！２遣方法。

そこで、本発明の抗血栓性医用材料を図面に示した実施
例を参照して説明する。

本発明の抗血栓性医用材料１は、高分子材料により形成
された基材２の表面に、少なくとも表面が加水分解され
たフィブリン層３を有している。

そこで、第１図を参照して説明する。

第１図は、本発明の抗血栓性医用材料の一実施例の断面
図である。

この抗血栓性医用材料１では、高分子材料によりｌＦ［
された基材２の表面に、フィブリン層３が設けられると
ともに、このフィブリン３の表面は加水分解された部分
４となっている。

本発明において基材の形成に用られる高分子材料ｌとし
ては、例えば、ナイロン、ポリエステル、ポリエチレン
、ポリプロピレン、ポリウレタン、シリコン、ポリテト
ラフルオロエチレンなどの機械的性能の優れた合成高分
子材料、あるいは、天然血管、尿管等、生体に由来する
組織、器官等を用いることができる。また、合成高分子
材料を用いる場合は、フィブリンとの固着性の点から、
その多孔質物が好ましい。多孔質物としては、延伸法、
固液層分離法などにより形成したものが好ましい。

そして、この多孔性基材を用いた実施例の断面図を第２
図に示す。このような多孔性基材を用いると、第２図に
示すように、基材の細孔内にフィブリンか入り込んで、
フィブリン層を形成するため、基材とフィブリン層との
固着性かより、良好となる。また、基材として、人工血
管に好適に使用できる管状体５、特に、高分子材料によ
り形成された多孔性管状体５を用いた場合の断面図を第
３図に示す。この管状体においても、第２図に示すもの
と同様に、管状体の細孔内にフィブリンが入り込んで、
フィブリン層３を形成するため、基材とフィブリン層と
の固着性が良好である。

そして、フィブリン層３は、精製フィブリノーゲン、プ
ラズマ、あるいはクリオブレシビテイトの中から遺ばれ
た少なくとも１種を出発材料として形成される。なお、
クリオプレシビテイトは、血漿を凍結、冷却遠心を繰り
・返してフィブリノーゲン濃度を高めて得られたもので
ある。

そして、フィブリン層３の少なくとも表面を加水分解さ
れた層４を形成する方法として、蛋白分解酵素によりフ
ィブリン層を処理することが考えられる。そして、蛋白
分解酵素としては、プラスミンが好適に使用できる。

フィブリンは、フィブリノーゲンをトロンビンの作用に
より限定分解し、フィブリノペプチドＡおよびＢを遊離
して生成されるものである。

具体的に説明すると、フィブリノーゲンは、酵素トロン
ビンによって、加水分解され、その構成ペプチド鎖のう
ちＡα鎖からフィブリノペプチドＡ　（ＦＰＡ）　、Ｂ
β鎖からフィブリノペプチドＢ（ＦＰＢ）を放出し、フ
ィブリンモノマーとなる。フィブリンモノマーは、凝固
重合し、不安定フィブリンポリマー（可溶性フィブリン
モノマー）となる。さらに、トロンビンによって氷解、
Ｃａ”イオンによって活性化された活性型箔ｘＩｌ因子
によって、Ｃａ　”イオンの存在下でフィブリン分子間
のγ鎖間が架橋（リジン残基とグルタミン残基の間のイ
ソペプチド結合）し、強固な安定フィブリンポリマー（
不溶性フィブリンポリマー）となる。本発明におけるフ
ィブリン層３は、この不溶性フィブリンポリマーにより
形成されている。

そして、このフィブリン層３を加水分解するために用い
られるプラスミンは、蛋白質分解酵素であり、基質がフ
ィブリンおよびフィブリ７−ケンであり、フィブリンの
４３番目のリジンと４４番目のトリプトファンの間を切
断するものと言われている。そして、フィブリンのプラ
スミン分解産物は、抗トロンビン作用を有している。

フィブリン層３が上記のプラスミンにより処理されるこ
とにより、その少なくとも表面が加水分解され、加水分
解された部分の状態は、フィブリンを構成しているα、
β１　γ鎖がプラスミンにより消化を受けた残余物（加
水分解部分、フラグメンｌ−Ｘ、Ｙ、Ｄ、Ｅ）と未だに
消化を受けていない部分（未加水分解部分）が混在する
状態となっているものと考えられ、上記の加水分解はプ
ラスミンとの接触表面であるフィブリン層の表面層に多
く存在するものと考えられる。加水分解部分と未加水分
解部分の存在割合、またフラグメントの存在割合、さら
に加水分解部分と未加水分解の存在形態は、プラスミン
の処理時間、プラスミンの酵素活性により変化するもの
と思われる。

プラスミンによる加水分解はフィブリン層の表面層全体
に行われることが好ましいが、必ずしも全体でなくても
よい。また、フィブリン層は、少なくとも血液と接触す
る表面層部分が加水分解されていればよい。また、プラ
スミンにより処理されたフィブリン層は、処理前に比べ
て膨潤する傾向がある。

そして、本発明の抗血栓性医用材料は、フィブリン層と
その少なくとも表面層が加水分解されたフィブリン層部
分を有することにより、高い抗血栓性と生体適合性を有
している。

特に、細胞の増殖が良好であり、細胞が伸展した結果、
コラーゲンを産生じ、全体として均質な新生内膜を形成
させることができる。

すなわち、形成された新生内膜は、加水分解されたフィ
ブリン層上で増殖、伸展し、フィブリン層を内膜細胞自
らが産生じたコラーゲン層に置換されることにより、容
易に剥離しない被膜。

を形成する。したがって、新生内膜によって、被覆され
た部位には、当初存在していた加水分解されたフィブリ
ン層は存在せず、新生内膜細胞が産生したコラーゲン層
か存在するようになる。

そして、本発明におけるフィブリン層およびその加水分
解部分を設けることは、本発明者らか、人工血管の具備
すべき条件を見いだすために、血管内膜傷害モデル動物
を作製し、経時的な組織修復過程を詳細に検索したとこ
ろ、内膜か傷害を受は露出した肉弾性板上には一時的に
フィブリン層が形成され、閉塞することなく、わずか１
週間で新生内膜細胞に置き換わっている知見を得、その
間、炎症性細胞によるフィブリンの修飾が示唆される所
見を得、これらの知見に基づいて、酵素により修飾され
たフィブリンを血液と直接接触させ、実際に早期に新生
内膜が出現することを知見したことにより想起したもの
である。

そして、この抗血栓性医用材料は、種々の血液接触面を
有する医療器具に使用することができる。例えば、血液
接触面を有する人工器官である人工血管、長期的に体内
に留置されるカテーテル、人工透析器、人工肺などの人
工臓器、さらには埋込型の人工臓器などが考えられる。

そして、本発明の抗血栓性医用材料ｌは、次のようにし
て製造できる。

まず、高分子材料により基材を作成する。基材２として
は、フィブリン層３が基材内部まで形成でき、形成され
るフィブリン層３が固定されるものであることが好まし
い。この点より、多孔質基材が好適である。また、フィ
ブリン層形成にお・ける出発材料であるフィブリノーゲ
ン溶液、あるいはトロンビン溶液との親和性を高めるた
め基材が親水性を有するものとすれば、より好適にフィ
ブリン層３を固定することができる。

そして、精製フィブリノーゲン、プラズマ、あるいはク
リオブレシビテイトなどを用いて、フィブリノーゲン溶
液を作成する。そして、上記の基材をトロンビン溶液に
接触させた後、このフィブリノーゲン溶液を上記の基材
に接触させ、基材表面および多孔質基材であればその内
部において、フィブリノーゲンをトロンビンにより加水
分解させ、基材表面にフィブリン層を形成させる。

次いで、」二記のフィブリン層を内面に有する基材をプ
ラスミン溶液に接触させる。プラスミン処理時間（プラ
スミン溶液とフィブリン層との接触時間）は、プラスミ
ン溶液中のプラスミン濃度によって、相違するが、１秒
〜２４時間、好ましくは、５〜１５分であり、例えば、
プラスミン溶液が、０．０５　ｕ　／ｘＩ２であれば、
１５分程度が好適である。

その後、大豆トリプシンインヒビターあるいは抗線溶剤
をプラスミン溶液に加え、酵素反応を止めた後、生理食
塩水にて十分洗浄することにより、表面が加水分解され
たフィブリン層を有する本発明の抗血栓性医用材料が作
成される。

［実施例］ 以下、本発明の実施例を具体的に説明する。

（実施例１） くフィブリノーゲン溶酸の作成〉 ヒトフィブリノーゲン製剤（グレードＬ、Ｋａｂｉ　Ｖ
ｉｔｒｕｍ社製）を５００の蒸留水に溶解し、ゼラチン
ーセルロファンカラム（生化学工業社製）、次いでリジ
ン−セファロース４Ｂカラム（ファルマシア社製）に通
し、フィブロネクチンおよびプラスミノーゲン（プラス
ミン）を除去後、滅菌済０．２０μｌフィルターを通し
、濾過滅菌した。濾過滅菌後のフィブリノーゲン溶液の
濃度は、凝固時間測定法（Ｄａｔａ−Ｆｉ’、Ｄａｄｓ
社製）にて測定後、凍結乾燥した。凍結乾燥フィブリノ
ーゲンを２０ｍＭ　ＣａＣ１，，２＠ｌｌｌ　ＭｇＣ１
ｔ、１５０ｍＭ　ＮａＣ１を含む５　ｍＭ　ｔｌｅｐｅ
ｓｌ衝液（Ｐｌ＋７．５）でフィブリノーゲン濃度が３
０Ｂ／ｘＱとなるよう溶解し、ヒトフィブリノーゲン溶
液を作成した。

〈基材へのフィブリン層の形成〉 内径３■、長さ３０ｘｚのｅ−ＰＴＦＥグラフトチュー
ブ（延伸多孔性チューブ、商品名ボアテックス、ボア社
製）に５０ｕｎｉｔ／ＩＣのトロンビン（持出製薬社製
）溶液５ｘＱを圧入し、次いで上記のフィブリ／−ゲン
溶ｅ　２．５ｘＱを圧入し、生理食塩水で十分洗浄後、
３７°Ｃで２４時間インキュベートし、フィブリン層（
厚さ５μ０を内面に有する被覆管状体を作製し、た。ま
た、フィブリンは、ｅ−ＰＴＦＥグラフトチューブの細
孔内にも入り込んでいた。

〈フィブリン層の加水分解処理〉 」二記のフィブリン層を内面に有する管状体を５０−１
ノン酸緩衝岐にて、０．０５ｕｎｉｔ＃（！プラスミン
溶液（ベーリンガー・マンハイム山之内社！２）を作成
し、この溶液中に３７℃、１５分間浸漬し、フィブリン
層の表面にプラスミン溶液を接触させた。その後、大豆
トリプシンインヒビター（ベーリンガー・マンハイム山
之内）を最終濃度が２００μｇ／ｘＱとなるよう添加し
、生理食塩水にて十分洗浄し、管状体のフィブリン層の
表面にプラスミン処理された加水分解部分を形成させ、
本発明の人工血管（実施例１）を得た。

このプラスミン処理されたフィブリン層は、比較的強固
にチューブの内面に固着しており、通常の状態では剥離
することはなかった。また、プラスミン処理されたフィ
ブリン層の厚さは２０μ麓であり、処理前より膨潤して
いることがわかった。

上記のように表面が加水分解されたフィブリン層を有す
る管状体（実施例１）と、プラスミン処理をされていな
いフィブリン層を有する管状体（比較例１）をそれぞれ
ヘマ］・キシリンエオシン染色法によって染色し、光学
顕微鏡および電ｊ′−顕微鏡で観察したところ、比較例
１の管状体ではｅ−ＰＴＦＥの内腔表面に一層のフィブ
リン層か認められた。また、実施例１の管状体でも、同
様に層として観察されたが、比較例１の管状体の有する
フィブリン層と比較して、光学顕微鏡による観察で、や
や膨張し、薄く染色性に劣る層が認められた。

（実施例２） 基材として、ポリエステル繊維（７５デニール、３６フ
イラメント）を用いて平織りにより成形した多孔性ポリ
エステルチューブ（内径３　ｘｊＩ、長さ３０■）を用
いた以外は、実施例１と同様に行い、本発明の人工血管
（実施例２）を得た。

（実施例３） 基材として、ポリエステル製多孔質人工血管であるボラ
スキー人工血管（株式会社東機貿社！１２）（内径３■
、長さ３０ｘｉ）を用いたこと以外は、実施例１と同様
に行い、本発明の人工血管（実施例３）を得た。

実施例２および実施例３の人工血管においても、プラス
ミン処理されたフィブリン層は、比佼的強固にチューブ
の内面に固着しており、通常の状態では剥離することは
なかった。そして、実施例１と同様に、実施例２および
実施例３をそれぞれへマドキシリン−エオシン染色法に
よって染色し、光学顕微鏡および電子顕微鏡で観察した
ところ、管状体の内面にフィブリン層が確認されたが、
比較例１の管状体の有するフィブリン層と比較して、光
学顕微鏡による観察で、やや膨張し、薄く染色性に劣る
層が認められた。

（比較例３） 実施例２において使用した多孔性ポリエステルチューブ
を、滅菌容器にて、全血５ｘＱに浸した後、５分間静置
し、血液が凝固した後、１０００Ｕのヘパリンで抗凝固
処理をした全血５１Ｑをチューブ内腔へ注入し、凝血を
排除した。その後、生理食塩水で内腔をさらに洗浄し、
比較例３の人工血管を得た。

（比較例４） 実施例３において使用したポリエステル製多孔質人工血
管を、比較例３と同様に処理し、比較例４の人工血管を
得た。

（実験ｌ） 実施例１１比較例１および未処理のｅ　−Ｐ　ＴＦＥグ
ラフトチューブ（比較例２）とともに家兎腹部大動脈（
３，ｖｚφ）に端々吻合にて移植し、経時変化について
観察した。術中、術後はヘパリン等抗凝固剤は一切使用
せず、比較例２については７例、比較例１については５
例、実施例１については９例行った。

その結果、比較例２のものでは、移植後１力月経過例で
もグラフト全体が肉眼的に赤色で、組織学的検索の結果
、画一合部からの細胞の旧ｇｒａＬｉｏｎ　（遊送）像
が認められる部位以外の血液接触面は、血球成分が主体
でその他の細胞は認、められず、また、移植後６ケ月経
過例でも新生内膜がほとんど形成されておらず、器質化
か遅延している傾向か認められた。一方、比較例１およ
び実施例１のものでは、移植後１５日経過例ですでにグ
ラフト中央部で新生内膜を構成する細胞の存在が認めら
れたが、実施例１の方が良好に器質化が行われていた。

さらに、グラフト壁内での器質化の状態について観察し
たところ、比較例２では壁内での細胞侵入が遅延する傾
向にあるのに対し、比較例１、実施例１では早期に壁内
への細胞侵入が認められ、また、実施例１がより優れて
いる傾向にあった。

さらに実施例１のものでは、１５日経過後において、管
状体内腔表面新生内膜を構成する細胞が産生じたと思わ
れるほぼ均質なコラーゲン層により被覆されていた。ま
た、管状体の中央部分、さらには吻合部においても血栓
の付着は全く認められなかった。さらに、実施例１のも
のでは１ケ月後において、表面は完全に細胞置換されて
いた。

実験ｌにおいて示された結果より、実施例の人工血管で
は、管状体の画一合部から細胞が良好に増殖し、伸展し
た結果、コラーゲンを産生じ、管状体内面全体に及ぶ新
生内膜が形成されたことがわかった。

（実験２） 実施例２、実施例３、比較例３および比較例４の人工血
管をそれぞれ家兎腹部大動脈（３ｘｉφ）に端々吻合に
て移植し、人工血管の基材を変えた場合の経時変化につ
いて観察した。術中、術後はヘパリン等抗凝固剤は一切
使用しなかった。また、移植に際し、実施例２、実施例
３、比９較例３および比較例４の人工血管のいずれにお
いても吻合部以外のグラフトからの出血は認められなか
った。また、吻合性および縫合性は、ｅ−ＰＴＦＥを基
材として使用した実施例１と比軟してポリエステルの編
み物を使用した実施例２の方が良好であった。また、移
植は、実施例２については２例、実施例３については３
例、比較例３については３例、比較例４については２例
行った。

その結果、比較例３および４の人工血管では、移植後１
力月経過前に、閉塞した例が、比較例３において２例あ
り、比較例４では、１例あった。また、１力月間存して
いたものの、赤色伸栓が顕著に認められ、組織学的検索
の結果、新生内膜の形成はわずかに認められるのみで、
人工血管のほとんどの部分が血栓で占められていた。

実施例２および３の人工血管では、移植後１ケ月の時点
で、血栓の付着はほとんど認められず、この時点におい
てすでに人工血管の内表面全面に、新生内膜を構成する
細胞の存在が確認され、さらに、新生内膜を構成する細
胞が産生じたと思われるほぼ均質なコラーゲン層が確認
された。よって、実施例２および３の人工血管は、管状
体の画一合部から細胞が良好に増殖し、伸展した結果、
コラーゲンを産生じ、管状体内面全体に及ぶ新生内膜が
形成されたことがわかった。この実験の結果、本発明の
効果は、使用する基材に影響されることなく得られるこ
とがわかった。

［発明の効果」 本発明の抗血栓性医用材料は、高分子材料の表面に、少
なくとも表面が加水分解されたフィブリン層を有するも
のであるので、初期には抗血栓性を有し、生体組織の厚
い付着および血栓の形成を防止し、さらに、早期に血液
接触部が生体細胞に置換されるため新生内膜の形成が良
好であり、さらにその剥離がなく、形成された新生内膜
により長期的に高い抗血栓性作用を有するものである。

よって、この抗血栓性医用材料は、半永久的な抗血栓性
か獲得され、長期間血液と接触する必要のある人工血管
、血管カテーテル、人工臓２ｇなどのへの長期使用が可
能となる。

また、本発明の製造方法は、高分子材料の表面にフィブ
リン層を被覆させ、その後、該フィブリン層の少なくと
も表面をプラスミンで処理するものであるので、上記の
ような抗血栓性医用材料を容易に製造することができる
。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明の抗血栓性医用材料の一実施例の断面
概略図、第２図は、本発明の抗血栓性医用材料の他の実
施例の断面概略図、第３図は、本発明の人工血管の一実
施例の断面概略図である。 ｌ・・・抗血栓性医用材料　　２・・・高分子基材３・
・・フィブリン層　　　　４・・・加水分解部分５・・
・多孔性管状体

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 （１）高分子材料により形成された基材の表面に、少な
   くとも表面が加水分解されたフィブリン層を有すること
   を特徴とする抗血栓性医用材料。 （２）前記加水分解は、プラスミン加水分解である請求
   項１記載の抗血栓性医用材料。 （３）前記基材は、多孔性基材である請求項１または２
   に記載の抗血栓性医用材料。 （４）前記請求項１ないし３のいずれかに記載の抗血栓
   性医用材料により、少なくとも血液と接触する面が形成
   されている人工器官。 （５）前記人工器官が、人工血管である請求項３に記載
   の人工器官。 （６）前記人工器官が、カテーテルである請求項３に記
   載の人工器官。 （７）前記人工器官が、人工臓器である請求項３に記載
   の人工器官。 （８）高分子材料により形成された管状体の内表面に、
   少なくとも表面が加水分解されたフィブリン層を有する
   ことを特徴とする人工血管。 （９）前記加水分解は、プラスミン加水分解である請求
   項１記載の抗血栓性医用材料。 （１０）前記管状体は、多孔性管状体である請求項８ま
   たは９に記載の人工血管。 （１１）前記管状体は、内径が５ｍｍ以下である請求項
   ８ないし１０に記載の人工血管。（１２）高分子材料に
   より形成された基材の表面にフィブリン層を被覆させ、
   その後、該フィブリン層の少なくとも表面をプラスミン
   で処理することを特徴とする抗血栓性医用材料の製造方
   法。 （１３）高分子材料により形成された管状体の内表面に
   フィブリン層を被覆させ、その後、該フィブリン層の少
   なくとも表面をプラスミンで処理することを特徴とする
   人工血管の製造方法。