JPH05269198A - 複合化人工血管 - Google Patents
複合化人工血管Info
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- JPH05269198A JPH05269198A JP4070824A JP7082492A JPH05269198A JP H05269198 A JPH05269198 A JP H05269198A JP 4070824 A JP4070824 A JP 4070824A JP 7082492 A JP7082492 A JP 7082492A JP H05269198 A JPH05269198 A JP H05269198A
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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
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- A61L27/28—Materials for coating prostheses
- A61L27/34—Macromolecular materials
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Abstract
(57)【要約】
【構成】 多孔質合成高分子よりなるチューブの表面
に、水酸基、カルボキシル基、エポキシ基又はアミノ基
を介して細胞接着及び成長作用を有するタンパク質又は
ペプチドを共有結合させた人工血管。 【効果】 多孔質合成高分子材料の形状を変化させるこ
となく、表面に均一に生体組織誘導作用を有する物質を
共有結合によって安定に複合化でき、初期血栓を誘発す
ることなく、速やかに内膜が形成され、しかも形成され
た内膜を長期間にわたって安定に維持することができ
る。
に、水酸基、カルボキシル基、エポキシ基又はアミノ基
を介して細胞接着及び成長作用を有するタンパク質又は
ペプチドを共有結合させた人工血管。 【効果】 多孔質合成高分子材料の形状を変化させるこ
となく、表面に均一に生体組織誘導作用を有する物質を
共有結合によって安定に複合化でき、初期血栓を誘発す
ることなく、速やかに内膜が形成され、しかも形成され
た内膜を長期間にわたって安定に維持することができ
る。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、大動脈、冠状動脈、末
梢血管などの疾患の治療に用いる人工血管に関するもの
である。
梢血管などの疾患の治療に用いる人工血管に関するもの
である。
【０００２】
【従来の技術と解決すべき課題】従来より、ポリエステ
ル繊維の織物又は編物や、延伸ポリテトラフルオロエチ
レン（以下、ＥＰＴＦＥという。）のチューブが人工血
管として用いられている。ＥＰＴＦＥチューブは、素材
であるポリテトラフルオロエチレン自体が抗血栓性に優
れる上、延伸によって得られる繊維一結節からなる多孔
質構造が生体適合性に優れるため、ポリエステルに比較
して、より小口径領域で人工血管として実用されてき
た。
ル繊維の織物又は編物や、延伸ポリテトラフルオロエチ
レン（以下、ＥＰＴＦＥという。）のチューブが人工血
管として用いられている。ＥＰＴＦＥチューブは、素材
であるポリテトラフルオロエチレン自体が抗血栓性に優
れる上、延伸によって得られる繊維一結節からなる多孔
質構造が生体適合性に優れるため、ポリエステルに比較
して、より小口径領域で人工血管として実用されてき
た。
【０００３】しかしながら、ＥＰＴＦＥでも抗血栓性が
十分であるとはいえず、内径６mm以下、特に内径４mm以
下の人工血管では十分な開存率は得られていない。そこ
でこれらを解決する方法として、従来より、材料自体
の抗血栓性を向上させる方法、人工血管を移植後に、
早期に生体組織を誘導して内膜形成を起こすことによっ
て抗血栓性を付与する方法、人工血管内面に、抗血栓
性に優れる血管内皮細胞を播種する方法、が検討されて
いる。
十分であるとはいえず、内径６mm以下、特に内径４mm以
下の人工血管では十分な開存率は得られていない。そこ
でこれらを解決する方法として、従来より、材料自体
の抗血栓性を向上させる方法、人工血管を移植後に、
早期に生体組織を誘導して内膜形成を起こすことによっ
て抗血栓性を付与する方法、人工血管内面に、抗血栓
性に優れる血管内皮細胞を播種する方法、が検討されて
いる。
【０００４】具体的には、としてはミクロ相分離構造
等の抗血栓性高分子材料や抗血栓剤固定化材料の開発が
検討されている（野一色ら、トランザクションズ・オブ
・アサイオ（ＴransＡ.Ｓ.Ａ.Ｉ.Ｏ.）,２３,２５３
（１９７７）など）。これらの抗血栓性材料は、移植直
後の血栓形成を抑制することはできるが、移植後長期を
経ると血栓を形成して閉塞に至るという問題がある。
としては、コラーゲンやフィブロネクチン等の細胞接着
性タンパクを塗布後に架橋して固定した人工血管が提案
されている［ルンドグレン（Ｃ.Ｈ.Ｌundgren）ら、Ｔr
ansＡ.Ｓ.Ａ.Ｉ.Ｏ.３２,３４６（'８６）など）］。し
かしこれらの人工血管では、タンパク類を塗布すること
によって血栓が付着しやすくなるため、移植初期の開存
率が大幅に低下してしまう。そこでこれらにさらにヘパ
リン等の抗血栓薬を複合化した人工血管も提案されてい
るが、十分な開存性は得られていない。また、開存して
いる例でも、長期間経過すると形成した内膜が肥厚した
り剥離する等して開存率が低下するため、人工血管とし
て十分な性能を有さない。としては、人工血管内面に
血管内皮細胞を播種する方法が検討されている（高木
ら、人工臓器,１７,６７９（'８８）、特開平１−１７
０４６６号公報など）。しかし、内皮細胞の採取、培養
に長期間を要するために即時性に欠ける上、播種した内
皮の生着、機能に難があり、良好な開存率は得られてい
ない。
等の抗血栓性高分子材料や抗血栓剤固定化材料の開発が
検討されている（野一色ら、トランザクションズ・オブ
・アサイオ（ＴransＡ.Ｓ.Ａ.Ｉ.Ｏ.）,２３,２５３
（１９７７）など）。これらの抗血栓性材料は、移植直
後の血栓形成を抑制することはできるが、移植後長期を
経ると血栓を形成して閉塞に至るという問題がある。
としては、コラーゲンやフィブロネクチン等の細胞接着
性タンパクを塗布後に架橋して固定した人工血管が提案
されている［ルンドグレン（Ｃ.Ｈ.Ｌundgren）ら、Ｔr
ansＡ.Ｓ.Ａ.Ｉ.Ｏ.３２,３４６（'８６）など）］。し
かしこれらの人工血管では、タンパク類を塗布すること
によって血栓が付着しやすくなるため、移植初期の開存
率が大幅に低下してしまう。そこでこれらにさらにヘパ
リン等の抗血栓薬を複合化した人工血管も提案されてい
るが、十分な開存性は得られていない。また、開存して
いる例でも、長期間経過すると形成した内膜が肥厚した
り剥離する等して開存率が低下するため、人工血管とし
て十分な性能を有さない。としては、人工血管内面に
血管内皮細胞を播種する方法が検討されている（高木
ら、人工臓器,１７,６７９（'８８）、特開平１−１７
０４６６号公報など）。しかし、内皮細胞の採取、培養
に長期間を要するために即時性に欠ける上、播種した内
皮の生着、機能に難があり、良好な開存率は得られてい
ない。
【０００５】このように、従来技術では、移植初期から
長期間にわたって良好な開存性を維持することのできる
人工血管は得られていなかった。
長期間にわたって良好な開存性を維持することのできる
人工血管は得られていなかった。
【０００６】
【課題を解決するための手段】そこで、移植後に速やか
に内膜を形成させ、かつ形成した内膜が長期に安定に存
在して良好な開存性を与え、しかも初期の開存性にも優
れる人工血管について鋭意検討した結果、多孔質合成高
分子材料の表面に物理的または化学的処理により導入し
た水酸基、カルボキシル基、エポキシ基またはアミノ基
に、細胞接着及び成長作用を有するタンパク質又はペプ
チド（以下、生体機能物質という）を共有結合した人工
血管は、移植初期の開存性に優れる上、速やかに内膜が
形成され、この内膜が長期間にわたって肥厚したり剥離
することなく安定に存在し、良好な開存性を与えること
を見いだし、本発明を完成するに至った。
に内膜を形成させ、かつ形成した内膜が長期に安定に存
在して良好な開存性を与え、しかも初期の開存性にも優
れる人工血管について鋭意検討した結果、多孔質合成高
分子材料の表面に物理的または化学的処理により導入し
た水酸基、カルボキシル基、エポキシ基またはアミノ基
に、細胞接着及び成長作用を有するタンパク質又はペプ
チド（以下、生体機能物質という）を共有結合した人工
血管は、移植初期の開存性に優れる上、速やかに内膜が
形成され、この内膜が長期間にわたって肥厚したり剥離
することなく安定に存在し、良好な開存性を与えること
を見いだし、本発明を完成するに至った。
【０００７】即ち、本発明は、多孔質合成高分子よりな
るチューブの表面に、水酸基、カルボキシル基、エポキ
シ基又はアミノ基を介して細胞接着及び成長作用を有す
るタンパク質又はペプチドを共有結合させた人工血管を
提供する。
るチューブの表面に、水酸基、カルボキシル基、エポキ
シ基又はアミノ基を介して細胞接着及び成長作用を有す
るタンパク質又はペプチドを共有結合させた人工血管を
提供する。
【０００８】本発明の人工血管に用いる多孔質合成高分
子材料は、人工血管として必要な強度を有し、かつ生体
内で分解劣化せず、しかも毒性を有さないという点か
ら、すでに大中口径人工血管として実績のあるポリエス
テル織物又は編物や、ＥＰＴＦＥチューブが望ましい。
中でも、繊維−結節からなる微細多孔質構造を有し、空
隙率が高く、生体組織に対する適合性に優れるＥＰＴＦ
Ｅのチューブが最も望ましい。
子材料は、人工血管として必要な強度を有し、かつ生体
内で分解劣化せず、しかも毒性を有さないという点か
ら、すでに大中口径人工血管として実績のあるポリエス
テル織物又は編物や、ＥＰＴＦＥチューブが望ましい。
中でも、繊維−結節からなる微細多孔質構造を有し、空
隙率が高く、生体組織に対する適合性に優れるＥＰＴＦ
Ｅのチューブが最も望ましい。
【０００９】早期に内膜を形成させたり、形成した内膜
を安定に維持するためには、移植後に速やかに生体組織
や毛細血管を多孔質内に侵入させる必要があるが、この
ためには、多孔質合成高分子材料の空隙率は５０％以
上、好ましくは７０％以上であることが望ましい。同様
の理由により、多孔質の孔径は２０μm以上であること
が望ましい、特にＥＰＴＦＥの場合は２０〜２００μm
であることが望ましい。
を安定に維持するためには、移植後に速やかに生体組織
や毛細血管を多孔質内に侵入させる必要があるが、この
ためには、多孔質合成高分子材料の空隙率は５０％以
上、好ましくは７０％以上であることが望ましい。同様
の理由により、多孔質の孔径は２０μm以上であること
が望ましい、特にＥＰＴＦＥの場合は２０〜２００μm
であることが望ましい。
【００１０】人工血管内で血流が接する内腔面に占める
合成高分子材料の面積の比率は、１５〜８０％、好まし
くは２５〜５５％であることが望ましい。この面積比率
は、走査電子顕微鏡観察により決定できる。合成高分子
材料の占める面積比率が高すぎると、固定したタンパク
又はペプチドと血液の接触面積が大きくなり、血栓形成
性が高くなるため初期開存率が低下する。一方、合成高
分子材料が占める面積比率が低すぎると、固定したタン
パク又はペプチドによる内膜形成促進効果を十分に得る
ことが出来ない。
合成高分子材料の面積の比率は、１５〜８０％、好まし
くは２５〜５５％であることが望ましい。この面積比率
は、走査電子顕微鏡観察により決定できる。合成高分子
材料の占める面積比率が高すぎると、固定したタンパク
又はペプチドと血液の接触面積が大きくなり、血栓形成
性が高くなるため初期開存率が低下する。一方、合成高
分子材料が占める面積比率が低すぎると、固定したタン
パク又はペプチドによる内膜形成促進効果を十分に得る
ことが出来ない。
【００１１】合成高分子材料の表面に官能基を導入する
方法としては、化学処理による方法、γ線や電子線など
の放射線放射やコロナ放電、グロー放電処理などの物理
的処理による方法が挙げられ、それぞれの高分子材料に
適した方法で処理をおこなえばよい。例えば、ポリエス
テルの一例であるポリエチレンテレフタレート（ＰＥ
Ｔ）では、酸またはアルカリによってエステル結合を加
水分解してカルボキシル基を形成させ、これから既知の
反応によってエステル基、水酸基、アミノ基又はエポキ
シ基に変換すればよい。また紫外線照射やコロナ放電処
理によってグラフト重合を行なっても良い。
方法としては、化学処理による方法、γ線や電子線など
の放射線放射やコロナ放電、グロー放電処理などの物理
的処理による方法が挙げられ、それぞれの高分子材料に
適した方法で処理をおこなえばよい。例えば、ポリエス
テルの一例であるポリエチレンテレフタレート（ＰＥ
Ｔ）では、酸またはアルカリによってエステル結合を加
水分解してカルボキシル基を形成させ、これから既知の
反応によってエステル基、水酸基、アミノ基又はエポキ
シ基に変換すればよい。また紫外線照射やコロナ放電処
理によってグラフト重合を行なっても良い。
【００１２】ＥＰＴＦＥの場合は、アルカリ金属化合物
を用いて脱フッ素化した後に、分子内にカルボキシル
基、水酸基、アミノ基、エポキシ基等を有する化合物を
付加させてこれらの官能基を導入することができる。
を用いて脱フッ素化した後に、分子内にカルボキシル
基、水酸基、アミノ基、エポキシ基等を有する化合物を
付加させてこれらの官能基を導入することができる。
【００１３】アルカリ金属化合物としては、例えばメチ
ルリチウム、n−ブチルリチウム、t−ブチルリチウム、
ナトリウム−ナフタレン、ナフタレン−ベンゾフェノ
ン、ビニルリチウムなどが挙げられ、これらを溶液とし
て使用する。ナトリウム−ナフタレン、ナトリウム−ベ
ンゾフェノンは、処理によってＥＰＴＦＥ表面に黒褐色
の層を形成する上、ＥＰＴＦＥの多孔質内部まで均一に
処理することが困難であるので、本発明の人工血管を作
製するためには、メチルリチウム、n−ブチルリチウ
ム、t−ブチルリチウムを用いることが望ましい。メチ
ルリチウム、n−ブチルリチウム、t−ブチルリチウム
は、これ自体ではフッ素を引き抜く作用が弱いので、キ
レート試薬、例えばヘキサメチルホスホリックトリアミ
ドや、Ｎ,Ｎ,Ｎ,Ｎ−テトラメチルエチレンジアミン等
を添加することが必要である。
ルリチウム、n−ブチルリチウム、t−ブチルリチウム、
ナトリウム−ナフタレン、ナフタレン−ベンゾフェノ
ン、ビニルリチウムなどが挙げられ、これらを溶液とし
て使用する。ナトリウム−ナフタレン、ナトリウム−ベ
ンゾフェノンは、処理によってＥＰＴＦＥ表面に黒褐色
の層を形成する上、ＥＰＴＦＥの多孔質内部まで均一に
処理することが困難であるので、本発明の人工血管を作
製するためには、メチルリチウム、n−ブチルリチウ
ム、t−ブチルリチウムを用いることが望ましい。メチ
ルリチウム、n−ブチルリチウム、t−ブチルリチウム
は、これ自体ではフッ素を引き抜く作用が弱いので、キ
レート試薬、例えばヘキサメチルホスホリックトリアミ
ドや、Ｎ,Ｎ,Ｎ,Ｎ−テトラメチルエチレンジアミン等
を添加することが必要である。
【００１４】分子内に水酸基、カルボキシル基、エポキ
シ基又はアミノ基を含有する物質としては、グリセロー
ル（メタ）アクリレート、２−ヒドロキシエチル（メ
タ）アクリレート、２−ヒドロキシプロピル（メタ）ア
クリレート、ポリエチレングリコール（メタ）アクリレ
ート、グリシジル（メタ）アクリレート、（メタ）アク
リル酸、アリルアミン、２−アミノエチル（メタ）アク
リレート、アクリルアミド等があげられる。また、無水
マレイン酸等の酸無水物を付加し、その後に加水分解し
てもよい。
シ基又はアミノ基を含有する物質としては、グリセロー
ル（メタ）アクリレート、２−ヒドロキシエチル（メ
タ）アクリレート、２−ヒドロキシプロピル（メタ）ア
クリレート、ポリエチレングリコール（メタ）アクリレ
ート、グリシジル（メタ）アクリレート、（メタ）アク
リル酸、アリルアミン、２−アミノエチル（メタ）アク
リレート、アクリルアミド等があげられる。また、無水
マレイン酸等の酸無水物を付加し、その後に加水分解し
てもよい。
【００１５】より具体的には、例えば窒素雰囲気下にＥ
ＰＴＦＥチューブをメチルリチウムのジエチルエーテル
溶液に浸漬しておき、ここにヘキサメチルホスホリック
トリアミドを添加して０℃で３０分間放置してＥＰＴＦ
Ｅのフッ素原子を引き抜いた後、反応溶液を除去し、こ
こにアクリル酸のテトラヒドロフラン溶液を加えて６０
℃で１０時間反応させる。反応後に余剰のアクリル酸ま
たはその重合体を洗浄除去して、アクリル酸のグラフト
体を得ることができる。
ＰＴＦＥチューブをメチルリチウムのジエチルエーテル
溶液に浸漬しておき、ここにヘキサメチルホスホリック
トリアミドを添加して０℃で３０分間放置してＥＰＴＦ
Ｅのフッ素原子を引き抜いた後、反応溶液を除去し、こ
こにアクリル酸のテトラヒドロフラン溶液を加えて６０
℃で１０時間反応させる。反応後に余剰のアクリル酸ま
たはその重合体を洗浄除去して、アクリル酸のグラフト
体を得ることができる。
【００１６】ＥＰＴＦＥにこれらの官能基を導入するた
めに、γ線や電子線などの放射線放射やグロー放電を用
いても良い。しかしながら、既に公知の事実より、放射
線による処理では、ＥＰＴＦＥの結晶内部深くまでＰＴ
ＦＥが分解されるのでＰＴＦＥの分子量が低下し、強度
が著しく低下するため、人工血管としての実用に供する
のは難しい［モレル（Ｇ.Ｍorel）ら、ジャーナル・オ
ブ・アプライド・ポリマー・サイエンス（Ｊ.Ａppl.Ｐo
lym.Ｓci.）２４,７７１（１９７９）］。また、グロー
放電処理ではＥＰＴＦＥの多孔質内部まで処理を施すこ
とが難しく、チューブの外面または内腔面のみしか処理
することができないので、ＥＰＴＦＥの多孔質壁内にタ
ンパク類を固定することが難しく、壁内の組織化、毛細
血管の侵入を促進させることが出来ない。
めに、γ線や電子線などの放射線放射やグロー放電を用
いても良い。しかしながら、既に公知の事実より、放射
線による処理では、ＥＰＴＦＥの結晶内部深くまでＰＴ
ＦＥが分解されるのでＰＴＦＥの分子量が低下し、強度
が著しく低下するため、人工血管としての実用に供する
のは難しい［モレル（Ｇ.Ｍorel）ら、ジャーナル・オ
ブ・アプライド・ポリマー・サイエンス（Ｊ.Ａppl.Ｐo
lym.Ｓci.）２４,７７１（１９７９）］。また、グロー
放電処理ではＥＰＴＦＥの多孔質内部まで処理を施すこ
とが難しく、チューブの外面または内腔面のみしか処理
することができないので、ＥＰＴＦＥの多孔質壁内にタ
ンパク類を固定することが難しく、壁内の組織化、毛細
血管の侵入を促進させることが出来ない。
【００１７】これに対し、アルカリ金属処理によれば、
ＥＰＴＦＥの多孔質の内部まで均一に、しかもＥＰＴＦ
Ｅの結晶内部深くまでＰＴＦＥを分解することなく、表
面から約数百オングストロームの深さだけが処理される
ため、強度の低下はなく、しかも多孔質壁内全体にタン
パク又はペプチドを固定することができる。したがって
本発明による複合化人工血管を作製するために、アルカ
リ金属化合物で処理することが望ましい。
ＥＰＴＦＥの多孔質の内部まで均一に、しかもＥＰＴＦ
Ｅの結晶内部深くまでＰＴＦＥを分解することなく、表
面から約数百オングストロームの深さだけが処理される
ため、強度の低下はなく、しかも多孔質壁内全体にタン
パク又はペプチドを固定することができる。したがって
本発明による複合化人工血管を作製するために、アルカ
リ金属化合物で処理することが望ましい。
【００１８】タンパクやペプチドを固定する結合方法
は、各々の物質に適した方法を選択すればよく、好まし
くは固定することによって生体組織誘導作用を失うこと
がなく、しかも内膜が形成するまでの時間分解せずに存
在する結合を選択して固定すればよい。例えば、水酸
基、カルボキシル基及びアミノ基に対しては脱水縮合に
より、エポキシ基に対しては付加反応により共有結合を
形成する。水酸基に対しては、そのままカルボジイミド
を触媒として脱水縮合により結合させても良いし、水酸
基に例えばトリフルオロメタンスルホニル基等の脱離基
を導入して反応性を上げておいてからタンパク質のアミ
ノ基と反応させても良い。また、カルボキシル基に対し
ては、そのままカルボジイミド等の脱水縮合触媒を用い
て結合しても良いし、Ｎ−ヒドロキシコハク酸イミドを
反応させて活性エステルを導入して反応性をあげておい
てからタンパク質のアミノ酸と反応させても良い。
は、各々の物質に適した方法を選択すればよく、好まし
くは固定することによって生体組織誘導作用を失うこと
がなく、しかも内膜が形成するまでの時間分解せずに存
在する結合を選択して固定すればよい。例えば、水酸
基、カルボキシル基及びアミノ基に対しては脱水縮合に
より、エポキシ基に対しては付加反応により共有結合を
形成する。水酸基に対しては、そのままカルボジイミド
を触媒として脱水縮合により結合させても良いし、水酸
基に例えばトリフルオロメタンスルホニル基等の脱離基
を導入して反応性を上げておいてからタンパク質のアミ
ノ基と反応させても良い。また、カルボキシル基に対し
ては、そのままカルボジイミド等の脱水縮合触媒を用い
て結合しても良いし、Ｎ−ヒドロキシコハク酸イミドを
反応させて活性エステルを導入して反応性をあげておい
てからタンパク質のアミノ酸と反応させても良い。
【００１９】従来のように塗布、架橋処理した表面は、
数μm以上の凹凸が形成され、また多孔質合成高分子材
料の表面を完全に被覆することは困難であるが、本発明
によって固定したものは、表面の凹凸は５０nm以下であ
り、しかも多孔質内が完全に被覆される。
数μm以上の凹凸が形成され、また多孔質合成高分子材
料の表面を完全に被覆することは困難であるが、本発明
によって固定したものは、表面の凹凸は５０nm以下であ
り、しかも多孔質内が完全に被覆される。
【００２０】複合化するタンパクとしては、細胞接着性
タンパクや、内皮細胞成長因子、血管成長因子をあげる
ことができるが、中でもコラーゲン、ゼラチン、アルブ
ミン、ラミニン、フィブロネクチンがすぐれている。
タンパクや、内皮細胞成長因子、血管成長因子をあげる
ことができるが、中でもコラーゲン、ゼラチン、アルブ
ミン、ラミニン、フィブロネクチンがすぐれている。
【００２１】
【作用】従来の塗布・架橋型の複合化人工血管では、タ
ンパクやペプチドが多孔質高分子と共有結合されていな
いため剥離しやすい上、多孔質内への均一性に欠け、部
分的に被覆されない部分があったり、逆に厚く被覆され
すぎる部分が生じてしまったり、タンパクの凝集塊が付
着するなどの欠点がある。このため剥離や塗布によって
生じる表面の凹凸によって血液レオロジー的に血栓が形
成されやすく、初期開存率が低い上、形成した内膜の安
定性が悪く、長期にわたって良好な開存性を得ることは
できなかった。
ンパクやペプチドが多孔質高分子と共有結合されていな
いため剥離しやすい上、多孔質内への均一性に欠け、部
分的に被覆されない部分があったり、逆に厚く被覆され
すぎる部分が生じてしまったり、タンパクの凝集塊が付
着するなどの欠点がある。このため剥離や塗布によって
生じる表面の凹凸によって血液レオロジー的に血栓が形
成されやすく、初期開存率が低い上、形成した内膜の安
定性が悪く、長期にわたって良好な開存性を得ることは
できなかった。
【００２２】本発明の複合化人工血管は、多孔質合成高
分子材料、特に望ましくはＥＰＴＦＥの表面に、細胞接
着や細胞増殖作用を有するタンパク、ペプチドを化学的
に固定したものであり、多孔質壁内全面にわたって約サ
ブミクロンの厚さで、共有結合によって強固に被覆され
ている。複合化された表面の凹凸は５０nm以下であり、
実質的に多孔質合成高分子の形状を変化させることな
く、表面に組織誘導作用を付与することができる。ま
た、多孔質高分子の表面だけに薄く複合化されるため、
複合化によって形状が変化することがないので、合成高
分子材料の多孔質構造によって、タンパク、ペプチドの
固定化面積や量を制御することができる。
分子材料、特に望ましくはＥＰＴＦＥの表面に、細胞接
着や細胞増殖作用を有するタンパク、ペプチドを化学的
に固定したものであり、多孔質壁内全面にわたって約サ
ブミクロンの厚さで、共有結合によって強固に被覆され
ている。複合化された表面の凹凸は５０nm以下であり、
実質的に多孔質合成高分子の形状を変化させることな
く、表面に組織誘導作用を付与することができる。ま
た、多孔質高分子の表面だけに薄く複合化されるため、
複合化によって形状が変化することがないので、合成高
分子材料の多孔質構造によって、タンパク、ペプチドの
固定化面積や量を制御することができる。
【００２３】このように本発明の複合化人工血管は、タ
ンパクやペプチドが共有結合によって高分子材料に強固
に固定されているため、手術時のハンドリング等によっ
てタンパクやペプチドが剥離することがない。また、表
面の凹凸は５０nm以下と微小であり、複合化によって生
じる凹凸によって血液レオロジー的に血栓が誘発される
ことがなく、移植直後の開存率が低下しない。また本複
合化人工血管では生体組織誘導性物質が多孔質合成高分
子材料の表面のみに薄く複合化されているので、多孔質
の空隙にはタンパク又はペプチドは存在しない。したが
って、合成高分子材料の多孔質構造を変化させることに
より、タンパク又はペプチドの被覆面積や複合化量を制
御でき、この結果タンパク類と血液の接触面積を変化さ
せることができるので、複合化による血栓形成と、内膜
化促進効果の両方のバランスをとりながら複合化構造を
制御することができる。
ンパクやペプチドが共有結合によって高分子材料に強固
に固定されているため、手術時のハンドリング等によっ
てタンパクやペプチドが剥離することがない。また、表
面の凹凸は５０nm以下と微小であり、複合化によって生
じる凹凸によって血液レオロジー的に血栓が誘発される
ことがなく、移植直後の開存率が低下しない。また本複
合化人工血管では生体組織誘導性物質が多孔質合成高分
子材料の表面のみに薄く複合化されているので、多孔質
の空隙にはタンパク又はペプチドは存在しない。したが
って、合成高分子材料の多孔質構造を変化させることに
より、タンパク又はペプチドの被覆面積や複合化量を制
御でき、この結果タンパク類と血液の接触面積を変化さ
せることができるので、複合化による血栓形成と、内膜
化促進効果の両方のバランスをとりながら複合化構造を
制御することができる。
【００２４】さらに、本発明による複合化人工血管は、
多孔質壁内全面にわたって生体組織誘導性物質が複合化
されているので、高空隙率の多孔質構造との相乗作用に
よって、人工血管壁外から速やかに生体組織成分が侵入
し、併せて吻合部からの内膜の伸展が非常に速やかに進
行する。また、共有結合によって強固かつ均一に固定さ
れているため、形成した内膜が剥離することなく長期間
にわたって安定に存在することができる。
多孔質壁内全面にわたって生体組織誘導性物質が複合化
されているので、高空隙率の多孔質構造との相乗作用に
よって、人工血管壁外から速やかに生体組織成分が侵入
し、併せて吻合部からの内膜の伸展が非常に速やかに進
行する。また、共有結合によって強固かつ均一に固定さ
れているため、形成した内膜が剥離することなく長期間
にわたって安定に存在することができる。
【００２５】
【実施例】実施例１ 平均繊維長３０μm、空隙率７２％、内腔面積に占める
樹脂の面積比率４５％、内径１.５mm、外径２.５mm、長
さ１０mmのＥＰＴＦＥチューブを、０℃で窒素雰囲気下
にメチルリチウムのエーテル溶液（１.４Ｍ）２０mlと
ヘキサメチルホスホリックトリアミド２mlの混合溶液に
３０分間浸漬した後、溶液だけを除去し、アクリル酸１
gのテトラヒドロフラン２０ml中溶液を加え、６０℃で
１０時間反応させた。
樹脂の面積比率４５％、内径１.５mm、外径２.５mm、長
さ１０mmのＥＰＴＦＥチューブを、０℃で窒素雰囲気下
にメチルリチウムのエーテル溶液（１.４Ｍ）２０mlと
ヘキサメチルホスホリックトリアミド２mlの混合溶液に
３０分間浸漬した後、溶液だけを除去し、アクリル酸１
gのテトラヒドロフラン２０ml中溶液を加え、６０℃で
１０時間反応させた。
【００２６】この後、未反応のアクリル酸や重合したア
クリル酸を洗浄除去し、アクリル酸グラフト体を得た。
アクリル酸のグラフト量はチューブ１cmにあたり４５μ
gであった。
クリル酸を洗浄除去し、アクリル酸グラフト体を得た。
アクリル酸のグラフト量はチューブ１cmにあたり４５μ
gであった。
【００２７】次に０.３％酸可溶化アテロコラーゲン
（新田ゼラチンセルマトリックスＩ−Ｐ）を熱変性させ
た０.３％ゼラチン化アテロコラーゲン（以下、ＧＡＣ
という。）、及び０.３％１−エチル−３−（３−ジメ
チルアミノプロピル）カルボジイミドの水溶液を１Ｎ塩
酸でpＨ１.５に調整し、ここに先に作製したアクリル酸
グラフト化ＥＰＴＦＥチューブを２４時間浸漬し、この
後水洗して、ＧＡＣ結合ＥＰＴＦＥを得た。ニンヒドリ
ン法によって定量したところ、結合しているＧＡＣはチ
ューブ１cmあたり５５μgであった。
（新田ゼラチンセルマトリックスＩ−Ｐ）を熱変性させ
た０.３％ゼラチン化アテロコラーゲン（以下、ＧＡＣ
という。）、及び０.３％１−エチル−３−（３−ジメ
チルアミノプロピル）カルボジイミドの水溶液を１Ｎ塩
酸でpＨ１.５に調整し、ここに先に作製したアクリル酸
グラフト化ＥＰＴＦＥチューブを２４時間浸漬し、この
後水洗して、ＧＡＣ結合ＥＰＴＦＥを得た。ニンヒドリ
ン法によって定量したところ、結合しているＧＡＣはチ
ューブ１cmあたり５５μgであった。
【００２８】このチューブの内面を走査電子顕微鏡で観
察したところ、ＥＰＴＦＥの繊維一結節による微細構造
が完全に保たれており、複合化された表面の凹凸は１０
nm以下で、塗布複合の際に見られたような大きな凹凸は
認められなかった。また、曲げ等のハンドリングによっ
て複合化したＧＡＣが剥離することはなかった。この人
工血管の引張強度は３.２kg、スーチャー強度（チュー
ブ端より３mmのところに０.２mmφの針金を通して引っ
張った時に引き裂きの起きる荷重。）は１４２gと、そ
れぞれ未処理のＥＰＴＦＥ人工血管の３.３kg、１５０g
と比較して殆ど低下しておらず、人工血管としての実用
上十分な強度を有していた。
察したところ、ＥＰＴＦＥの繊維一結節による微細構造
が完全に保たれており、複合化された表面の凹凸は１０
nm以下で、塗布複合の際に見られたような大きな凹凸は
認められなかった。また、曲げ等のハンドリングによっ
て複合化したＧＡＣが剥離することはなかった。この人
工血管の引張強度は３.２kg、スーチャー強度（チュー
ブ端より３mmのところに０.２mmφの針金を通して引っ
張った時に引き裂きの起きる荷重。）は１４２gと、そ
れぞれ未処理のＥＰＴＦＥ人工血管の３.３kg、１５０g
と比較して殆ど低下しておらず、人工血管としての実用
上十分な強度を有していた。
【００２９】このチューブ６本を１本ずつラットの腹部
大動脈に移植した。３週間後、人工血管の多孔質壁内は
線維芽細胞等の生体組織成分により満たされていた。ま
た内腔面の内皮被覆率は１００％で、開存率は１００％
であった。内腔面では１年経過後も開存率は低下せず、
１００％の開存率が維持され、形成した内皮は安定で、
血栓等の付着も認められなかった。
大動脈に移植した。３週間後、人工血管の多孔質壁内は
線維芽細胞等の生体組織成分により満たされていた。ま
た内腔面の内皮被覆率は１００％で、開存率は１００％
であった。内腔面では１年経過後も開存率は低下せず、
１００％の開存率が維持され、形成した内皮は安定で、
血栓等の付着も認められなかった。
【００３０】実施例２ 平均繊維長３０μm、空隙率７２％、内腔面積に占める
樹脂の面積比率４５％、内径２.０mm、外径３.０mm、長
さ２０mmのＥＰＴＦＥチューブを、０℃で窒素雰囲気下
にメチルリチウムのエーテル溶液（１.４Ｍ）２０mlと
ヘキサメチルホスホリックトリアミド２mlの混合溶液に
３０分間浸漬した後、溶液だけを除去し、アクリル酸１
gのテトラヒドロフラン２０ml中溶液を加え、６０℃で
１０時間反応させた。この後、未反応のアクリル酸や重
合したアクリル酸を洗浄除去し、アクリル酸グラフト体
を得た。アクリル酸のグラフト量はチューブ１cmあたり
４５μgであった。
樹脂の面積比率４５％、内径２.０mm、外径３.０mm、長
さ２０mmのＥＰＴＦＥチューブを、０℃で窒素雰囲気下
にメチルリチウムのエーテル溶液（１.４Ｍ）２０mlと
ヘキサメチルホスホリックトリアミド２mlの混合溶液に
３０分間浸漬した後、溶液だけを除去し、アクリル酸１
gのテトラヒドロフラン２０ml中溶液を加え、６０℃で
１０時間反応させた。この後、未反応のアクリル酸や重
合したアクリル酸を洗浄除去し、アクリル酸グラフト体
を得た。アクリル酸のグラフト量はチューブ１cmあたり
４５μgであった。
【００３１】次に、０.３％酸可溶化アテロコラーゲン
（新田ゼラチンセルマトリックスＩ−Ｐ）を熱変性させ
た０.３％ゼラチン化アテロコラーゲン（ＧＡＣ）、及
び０.３％１−エチル−３−（３−ジメチルアミノプロ
ピル）カルボジイミドの水溶液を１Ｎ塩酸でpＨ１.５に
調整し、これに先に作製したアクリル酸グラフト化ＥＰ
ＴＦＥチューブを２４時間浸漬し、この後水洗して、Ｇ
ＡＣ結合ＥＰＴＦＥを得た。ニンヒドリン法によって定
量したところ、結合しているＧＡＣはチューブ１cmあた
り５５μgであった。
（新田ゼラチンセルマトリックスＩ−Ｐ）を熱変性させ
た０.３％ゼラチン化アテロコラーゲン（ＧＡＣ）、及
び０.３％１−エチル−３−（３−ジメチルアミノプロ
ピル）カルボジイミドの水溶液を１Ｎ塩酸でpＨ１.５に
調整し、これに先に作製したアクリル酸グラフト化ＥＰ
ＴＦＥチューブを２４時間浸漬し、この後水洗して、Ｇ
ＡＣ結合ＥＰＴＦＥを得た。ニンヒドリン法によって定
量したところ、結合しているＧＡＣはチューブ１cmあた
り５５μgであった。
【００３２】このチューブの内面を走査電子顕微鏡で観
察したところ、ＥＰＴＦＥの繊維一結節による微細構造
が完全に保たれており、複合化された表面の凹凸は１０
nm以下で、塗布複合の際に見られたような大きな凹凸は
認められなかった。また、曲げ等のハンドリングによっ
て複合化したＧＡＣが剥離することはなかった。
察したところ、ＥＰＴＦＥの繊維一結節による微細構造
が完全に保たれており、複合化された表面の凹凸は１０
nm以下で、塗布複合の際に見られたような大きな凹凸は
認められなかった。また、曲げ等のハンドリングによっ
て複合化したＧＡＣが剥離することはなかった。
【００３３】このチューブ６本を１本ずつウサギの頸動
脈に移植した。４週後、人工血管の多孔質壁内は線維芽
細胞等の生体組織成分により満たされていた。また内腔
面の内皮被覆率は９５％で、開存率は１００％であっ
た。内腔面では１年経過後も開存率は低下せず、１００
％の開存率が維持され、形成した内皮は安定で、血栓等
の付着も認められなかった。
脈に移植した。４週後、人工血管の多孔質壁内は線維芽
細胞等の生体組織成分により満たされていた。また内腔
面の内皮被覆率は９５％で、開存率は１００％であっ
た。内腔面では１年経過後も開存率は低下せず、１００
％の開存率が維持され、形成した内皮は安定で、血栓等
の付着も認められなかった。
【００３４】実施例３ 実施例２と同じＥＰＴＦＥチューブに、同様の方法によ
り２−ヒドロキシエチルアクリレートをグラフト化し
た。グラフト化量はチューブ１cmあたり６５μgであっ
た。このチューブを、２,２,２−トリフルオロエタンス
ルホン酸１mlとトリエチルアミン１mlのジエチルエーテ
ル２０ml溶液に浸漬し、室温で４時間反応させて水酸基
に２,２,２−トリフルオロエタンスルホニル基を導入し
た。
り２−ヒドロキシエチルアクリレートをグラフト化し
た。グラフト化量はチューブ１cmあたり６５μgであっ
た。このチューブを、２,２,２−トリフルオロエタンス
ルホン酸１mlとトリエチルアミン１mlのジエチルエーテ
ル２０ml溶液に浸漬し、室温で４時間反応させて水酸基
に２,２,２−トリフルオロエタンスルホニル基を導入し
た。
【００３５】次にフィブロネクチン（牛血漿由来、日本
ハム製）５mgを炭酸ナトリウム緩衝液（pＨ＝７）２０m
lに溶解し、これに先に作製したチューブを２４時間浸
漬し、この後水洗して、フィブロネクチン結合ＥＰＴＦ
Ｅを得た。ニンヒドリン法によって定量したところ、結
合しているフィブロネクチンはチューブ１cmあたり４０
μgであった。
ハム製）５mgを炭酸ナトリウム緩衝液（pＨ＝７）２０m
lに溶解し、これに先に作製したチューブを２４時間浸
漬し、この後水洗して、フィブロネクチン結合ＥＰＴＦ
Ｅを得た。ニンヒドリン法によって定量したところ、結
合しているフィブロネクチンはチューブ１cmあたり４０
μgであった。
【００３６】このチューブの内面を走査電子顕微鏡で観
察したところ、ＥＰＴＦＥの繊維一結節による微細構造
が完全に保たれており、複合化された表面の凹凸は１０
nm以下で、塗布複合の際に見られたような大きな凹凸は
認められなかった。また、曲げ等のハンドリングによっ
て複合化したＧＡＣが剥離することはなかった。
察したところ、ＥＰＴＦＥの繊維一結節による微細構造
が完全に保たれており、複合化された表面の凹凸は１０
nm以下で、塗布複合の際に見られたような大きな凹凸は
認められなかった。また、曲げ等のハンドリングによっ
て複合化したＧＡＣが剥離することはなかった。
【００３７】このチューブ６本を１本ずつウサギの頸動
脈に移植した。４週後、人工血管の多孔質壁内は線維芽
細胞等の生体組織成分により満たされていた。また、内
腔面の内皮被覆率は８５％で、開存率は８３％（５／
６）であった。内腔面では１年経過後も開存率はあまり
低下せず、開存率８３％であり、形成した内皮は安定
で、血栓等の付着も認められなかった。
脈に移植した。４週後、人工血管の多孔質壁内は線維芽
細胞等の生体組織成分により満たされていた。また、内
腔面の内皮被覆率は８５％で、開存率は８３％（５／
６）であった。内腔面では１年経過後も開存率はあまり
低下せず、開存率８３％であり、形成した内皮は安定
で、血栓等の付着も認められなかった。
【００３８】実施例４ 平均孔径６０μm、空隙率６０％、内腔面積に占める樹
脂の面積比率５０％、内径２.０mm、外径３.０mm、長さ
２０mmポリエステルニットチューブを、６Ｎ塩酸で加水
分解してカルボキシル基を形成させた。次に０.３％酸
可溶化アテロコラーゲン（新田ゼラチンセルマトリック
スＩ−Ｐ）を熱変性させた０.３％ゼラチン化アテロコ
ラーゲン（ＧＡＣ）、及び０.３％１−エチル−３−
（３−ジメチルアミノプロピル）カルボジイミドの水溶
液を１Ｎ塩酸でpＨ１.５に調整し、これに先に作製した
アクリル酸グラフト化ＥＰＴＦＥチューブを２４時間浸
漬し、この後水洗して、ＧＡＣ結合ＥＰＴＦＥを得た。
ニンヒドリン法によって定量したところ、結合している
ＧＡＣはチューブ１cmあたり２５μgであった。
脂の面積比率５０％、内径２.０mm、外径３.０mm、長さ
２０mmポリエステルニットチューブを、６Ｎ塩酸で加水
分解してカルボキシル基を形成させた。次に０.３％酸
可溶化アテロコラーゲン（新田ゼラチンセルマトリック
スＩ−Ｐ）を熱変性させた０.３％ゼラチン化アテロコ
ラーゲン（ＧＡＣ）、及び０.３％１−エチル−３−
（３−ジメチルアミノプロピル）カルボジイミドの水溶
液を１Ｎ塩酸でpＨ１.５に調整し、これに先に作製した
アクリル酸グラフト化ＥＰＴＦＥチューブを２４時間浸
漬し、この後水洗して、ＧＡＣ結合ＥＰＴＦＥを得た。
ニンヒドリン法によって定量したところ、結合している
ＧＡＣはチューブ１cmあたり２５μgであった。
【００３９】このチューブの内面を走査電子顕微鏡で観
察したところ、ポリエステル繊維の形状が完全に保たれ
ており、複合化された表面の凹凸は１０nm以下で、塗布
複合の際に見られたような大きな凹凸は認められなかっ
た。また、曲げ等のハンドリングによって複合化したＧ
ＡＣが剥離することはなかった。
察したところ、ポリエステル繊維の形状が完全に保たれ
ており、複合化された表面の凹凸は１０nm以下で、塗布
複合の際に見られたような大きな凹凸は認められなかっ
た。また、曲げ等のハンドリングによって複合化したＧ
ＡＣが剥離することはなかった。
【００４０】このチューブ６本を１本ずつウサギの頸動
脈に移植した。４週後、人工血管の多孔質壁内は線維芽
細胞等の生体組織成分により満たされていた。また内腔
面の内皮被覆率は９５％で、開存率は８３％（５／６）
であった。内腔面は１年経過後も開存率は低下せず、８
３％の開存率が維持され、形成した内皮は安定で、血栓
等の付着も認められなかった。
脈に移植した。４週後、人工血管の多孔質壁内は線維芽
細胞等の生体組織成分により満たされていた。また内腔
面の内皮被覆率は９５％で、開存率は８３％（５／６）
であった。内腔面は１年経過後も開存率は低下せず、８
３％の開存率が維持され、形成した内皮は安定で、血栓
等の付着も認められなかった。
【００４１】比較例１ 実施例１と同じＥＰＴＦＥチューブを６本を１本ずつラ
ットの腹部大動脈に移植した。３週後、開存率は１００
％であったが、人工血管の多孔質壁内に線維芽細胞等の
生体組織成分はほとんど侵入しておらず、内腔面の内皮
被覆率は５０％と低かった。１年経過後、開存率は６７
％に低下しており、開存例においても部分的に狭窄が起
きていた。
ットの腹部大動脈に移植した。３週後、開存率は１００
％であったが、人工血管の多孔質壁内に線維芽細胞等の
生体組織成分はほとんど侵入しておらず、内腔面の内皮
被覆率は５０％と低かった。１年経過後、開存率は６７
％に低下しており、開存例においても部分的に狭窄が起
きていた。
【００４２】比較例２ 実施例１と同じＥＰＴＦＥチューブの内側から、実施例
１と同じ０.３％ＧＡＣ溶液を真空注入し、グルタール
アルデヒドで架橋後、乾燥した。ＧＡＣの複合化量は
０.２mg／cmであった。この複合化人工血管の内面を走
査電子顕微鏡で観察したところ、複合化したＧＡＣはＥ
ＰＴＦＥの繊維間にも部分的に膜を形成し、その表面に
は０.５〜１μmの凹凸が形成されていた。また、部分的
にＧＡＣが塗布されていない部分があった。この複合化
人工血管に曲率半径５mm以下の曲げを繰り返すと、容易
にＧＡＣが剥離した。
１と同じ０.３％ＧＡＣ溶液を真空注入し、グルタール
アルデヒドで架橋後、乾燥した。ＧＡＣの複合化量は
０.２mg／cmであった。この複合化人工血管の内面を走
査電子顕微鏡で観察したところ、複合化したＧＡＣはＥ
ＰＴＦＥの繊維間にも部分的に膜を形成し、その表面に
は０.５〜１μmの凹凸が形成されていた。また、部分的
にＧＡＣが塗布されていない部分があった。この複合化
人工血管に曲率半径５mm以下の曲げを繰り返すと、容易
にＧＡＣが剥離した。
【００４３】この複合化人工血管６本を１本ずつラット
の腹部大動脈に移植した。３週後、開存率は６７％に低
下しており、開存例での内皮被覆率は８５％であった。
１年経過後、開存率は３３％に低下しており、開存例に
おいても形成した内膜がはがれ、部分的に狭窄が起きて
いた。
の腹部大動脈に移植した。３週後、開存率は６７％に低
下しており、開存例での内皮被覆率は８５％であった。
１年経過後、開存率は３３％に低下しており、開存例に
おいても形成した内膜がはがれ、部分的に狭窄が起きて
いた。
【００４４】比較例３ 実施例２と同じＥＰＴＦＥチューブを６本を１本ずつウ
サギの頸動脈に移植した。４週後、開存率は１００％で
あったが、人工血管の多孔質壁内には線維芽細胞等の生
体組織成分はほとんど侵入しておらず、内腔面の内皮被
覆率は５０％と低かった。１年経過後、開存率は３３％
に低下しており、開存例においても部分的に狭窄が起き
ていた。
サギの頸動脈に移植した。４週後、開存率は１００％で
あったが、人工血管の多孔質壁内には線維芽細胞等の生
体組織成分はほとんど侵入しておらず、内腔面の内皮被
覆率は５０％と低かった。１年経過後、開存率は３３％
に低下しており、開存例においても部分的に狭窄が起き
ていた。
【００４５】比較例４ 実施例２と同じＥＰＴＦＥチューブの内側から、実施例
１と同じ０.３％ＧＡＣ溶液を真空注入し、グルタール
アルデヒドで架橋後、乾燥した。ＧＡＣの複合化量は
０.３mg／cmであった。この複合化人工血管の内面を走
査電子顕微鏡で観察したところ、複合化したＧＡＣはＥ
ＰＴＦＥの繊維間にも部分的に膜を形成し、その表面に
は０.５〜１μmの凹凸が形成されていた。また、部分的
にＧＡＣが塗布されていない部分があった。この複合化
人工血管に曲率半径５mm以下の曲げを繰り返すと、容易
にＧＡＣが剥離した。
１と同じ０.３％ＧＡＣ溶液を真空注入し、グルタール
アルデヒドで架橋後、乾燥した。ＧＡＣの複合化量は
０.３mg／cmであった。この複合化人工血管の内面を走
査電子顕微鏡で観察したところ、複合化したＧＡＣはＥ
ＰＴＦＥの繊維間にも部分的に膜を形成し、その表面に
は０.５〜１μmの凹凸が形成されていた。また、部分的
にＧＡＣが塗布されていない部分があった。この複合化
人工血管に曲率半径５mm以下の曲げを繰り返すと、容易
にＧＡＣが剥離した。
【００４６】この複合化人工血管６本を１本ずつウサギ
の頸動脈に移植した。４週後、開存率は１７％に低下し
ていた。
の頸動脈に移植した。４週後、開存率は１７％に低下し
ていた。
【００４７】図１は、本発明によりゼラチン化アテロコ
ラーゲンをＥＰＴＦＥに化学結合した実施例１の人工血
管の内面の走査電子顕微鏡写真である。図２は、従来の
ように、ゼラチン化アテロコラーゲンをＥＰＴＦＥに塗
布した後にグルタルアルデヒドによって架橋処理した比
較例２の人工血管の内面の走査電子顕微鏡写真である。
図３は、比較例１の未処理ＥＰＴＦＥ人工血管の内面の
走査型電子顕微鏡写真である。本発明による人工血管で
はゼラチン化アテロコラーゲンが薄く均一に複合化さ
れ、ＥＰＴＦＥの形状が完全に保持されているのに対
し、従来法では数μmの凹凸が形成されている。
ラーゲンをＥＰＴＦＥに化学結合した実施例１の人工血
管の内面の走査電子顕微鏡写真である。図２は、従来の
ように、ゼラチン化アテロコラーゲンをＥＰＴＦＥに塗
布した後にグルタルアルデヒドによって架橋処理した比
較例２の人工血管の内面の走査電子顕微鏡写真である。
図３は、比較例１の未処理ＥＰＴＦＥ人工血管の内面の
走査型電子顕微鏡写真である。本発明による人工血管で
はゼラチン化アテロコラーゲンが薄く均一に複合化さ
れ、ＥＰＴＦＥの形状が完全に保持されているのに対
し、従来法では数μmの凹凸が形成されている。
【００４８】
【発明の効果】このように、本発明の複合化人工血管で
は、多孔質合成高分子材料の形状を変化させることなく
表面に均一に生体組織誘導作用を有する物質が共有結合
によって安定に複合化されている。このため、多孔質構
造、中でもＥＰＴＦＥの多孔質構造との相乗効果によっ
て、初期血栓を誘発することなく、速やかに内膜を形成
し、しかもこれを長期間にわたって安定に維持すること
が可能である。したがって、特に従来のいかなる材料を
もってしても良好な開存性を得ることができなかった冠
状動脈や末梢動脈など小口径血管の代用血管として有用
である。
は、多孔質合成高分子材料の形状を変化させることなく
表面に均一に生体組織誘導作用を有する物質が共有結合
によって安定に複合化されている。このため、多孔質構
造、中でもＥＰＴＦＥの多孔質構造との相乗効果によっ
て、初期血栓を誘発することなく、速やかに内膜を形成
し、しかもこれを長期間にわたって安定に維持すること
が可能である。したがって、特に従来のいかなる材料を
もってしても良好な開存性を得ることができなかった冠
状動脈や末梢動脈など小口径血管の代用血管として有用
である。
【図１】 本発明により、ゼラチン化アテロコラーゲン
をＥＰＴＦＥに化学結合した実施例１の人工血管の内面
の走査電子顕微鏡写真。
をＥＰＴＦＥに化学結合した実施例１の人工血管の内面
の走査電子顕微鏡写真。
【図２】 従来のように、ゼラチン化アテロコラーゲン
をＥＰＴＦＥに塗布した後にグルタルアルデヒドによっ
て架橋処理した比較例２の人工血管の内面の走査電子顕
微鏡写真。
をＥＰＴＦＥに塗布した後にグルタルアルデヒドによっ
て架橋処理した比較例２の人工血管の内面の走査電子顕
微鏡写真。
【図３】 比較例１の未処理ＥＰＴＦＥ人工血管の内面
の走査型電子顕微鏡写真。
の走査型電子顕微鏡写真。
─────────────────────────────────────────────────────
【手続補正書】
【提出日】平成４年５月１４日
【手続補正１】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】全図
【補正方法】変更
【補正内容】
【図１】
【図２】
【図３】
【手続補正書】
【提出日】平成５年４月１５日
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】図面の簡単な説明
【補正方法】変更
【補正内容】
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明により、ゼラチン化アテロコラーゲン
をＥＰＴＦＥに化学結合した実施例１の人工血管の内面
上の薄膜の写真。
をＥＰＴＦＥに化学結合した実施例１の人工血管の内面
上の薄膜の写真。
【図２】 従来のように、ゼラチン化アテロコラーゲン
をＥＰＴＦＥに塗布した後にグルタルアルデヒドによっ
て架橋処理した比較例２の人工血管の内面上の薄膜の写
真。
をＥＰＴＦＥに塗布した後にグルタルアルデヒドによっ
て架橋処理した比較例２の人工血管の内面上の薄膜の写
真。
【図３】 比較例１の未処理ＥＰＴＦＥ人工血管の内面
上の薄膜の写真。
上の薄膜の写真。
Claims (4)
- 【請求項１】 多孔質合成高分子よりなるチューブの表
面に、水酸基、カルボキシル基、エポキシ基又はアミノ
基を介して細胞接着及び成長作用を有するタンパク質又
はペプチドを共有結合させた人工血管。 - 【請求項２】 多孔質合成高分子よりなるチューブ内腔
面積に占める合成高分子材料の面積の比率が１５〜８０
％であることを特徴とする請求項１記載の人工血管。 - 【請求項３】 多孔質合成高分子が延伸ポリテトラフル
オロエチレンであることを特徴とする請求項１記載の人
工血管。 - 【請求項４】 細胞接着作用を有するタンパク質がコラ
ーゲン、ゼラチン、ラミニン及びフィブロネクチンから
選択される少なくとも一種の物質であることを特徴とす
る請求項１記載の人工血管。
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