JPH05317408A - 人工血管 - Google Patents
人工血管Info
- Publication number
- JPH05317408A JPH05317408A JP4127157A JP12715792A JPH05317408A JP H05317408 A JPH05317408 A JP H05317408A JP 4127157 A JP4127157 A JP 4127157A JP 12715792 A JP12715792 A JP 12715792A JP H05317408 A JPH05317408 A JP H05317408A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- blood vessel
- artificial blood
- hydroxyapatite
- calcium
- artificial
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Withdrawn
Links
Classifications
-
- 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
- A61L27/28—Materials for coating prostheses
- A61L27/30—Inorganic materials
- A61L27/32—Phosphorus-containing materials, e.g. apatite
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/02—Prostheses implantable into the body
- A61F2/04—Hollow or tubular parts of organs, e.g. bladders, tracheae, bronchi or bile ducts
- A61F2/06—Blood vessels
-
- 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
- A61L27/14—Macromolecular materials
- A61L27/18—Macromolecular materials obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds
-
- 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
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2310/00—Prostheses classified in A61F2/28 or A61F2/30 - A61F2/44 being constructed from or coated with a particular material
- A61F2310/00389—The prosthesis being coated or covered with a particular material
- A61F2310/00592—Coating or prosthesis-covering structure made of ceramics or of ceramic-like compounds
- A61F2310/00796—Coating or prosthesis-covering structure made of a phosphorus-containing compound, e.g. hydroxy(l)apatite
Abstract
(57)【要約】
【目的】 抗血栓性を著しく改良し、小口径の人工血管
としても十分機能する人工血管の提供。 【構成】 ポリエステル、ポリアクリロニトリル、ポリ
ウレタン、好ましくはポリエステルからなる人工血管で
あって、水酸アパタイトにより１〜１５μｍ、好ましく
は３〜１０μｍの厚さにコーティングされ、かつ上記水
酸アパタイトのカルシウム／リンの原子数の比が、１．
１〜１．５好ましくは１．３〜１．４、あるいは１．７
５〜２．５好ましくは１．８〜２．２となるように構成
された人工血管。
としても十分機能する人工血管の提供。 【構成】 ポリエステル、ポリアクリロニトリル、ポリ
ウレタン、好ましくはポリエステルからなる人工血管で
あって、水酸アパタイトにより１〜１５μｍ、好ましく
は３〜１０μｍの厚さにコーティングされ、かつ上記水
酸アパタイトのカルシウム／リンの原子数の比が、１．
１〜１．５好ましくは１．３〜１．４、あるいは１．７
５〜２．５好ましくは１．８〜２．２となるように構成
された人工血管。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は人工血管に関するもので
あり、さらに詳しくは、抗血栓性を著しく改良し、小口
径の人工血管としても充分機能する人工血管に関するも
のである。
あり、さらに詳しくは、抗血栓性を著しく改良し、小口
径の人工血管としても充分機能する人工血管に関するも
のである。
【０００２】
【従来の技術】人工血管に関しては、従来より多くの特
許出願がなされており、現在においても学会などで活発
な発表・討論が行われている。しかしながら、実際に医
療業界で使用されている人工血管は、デュポン社のポリ
エステル繊維（ダクロン）を編んで筒状にした人工血管
と、延伸加工ポリテトラフルオロエチレン製の人工血管
とが市場を二分する形になっており、他の人工血管は、
例外的あるいは研究用として使用されているにすぎない
状態である。一般に内径８〜３８ｍｍの大口径人工血管
では、ダクロン製織布人工血管の使用例が圧倒的に多
く、人工血管の代名詞のようになっている。
許出願がなされており、現在においても学会などで活発
な発表・討論が行われている。しかしながら、実際に医
療業界で使用されている人工血管は、デュポン社のポリ
エステル繊維（ダクロン）を編んで筒状にした人工血管
と、延伸加工ポリテトラフルオロエチレン製の人工血管
とが市場を二分する形になっており、他の人工血管は、
例外的あるいは研究用として使用されているにすぎない
状態である。一般に内径８〜３８ｍｍの大口径人工血管
では、ダクロン製織布人工血管の使用例が圧倒的に多
く、人工血管の代名詞のようになっている。
【０００３】織布人工血管は、その織り方にいくつかの
種類があるが、大別すれば、平織りとニット（メリヤ
ス）織りの２種類である。そのまま移植すると出血する
ので、自家血やフィブリン糊で目を塞がなければならな
いが、逆に移植後は内腔表面に凝内膜が形成されるの
で、長期的には安定するという長所がある。ただし細い
人工血管では、凝内膜が形成される分だけ内腔が狭くな
ることもあり、閉塞が起こり易くあまり使用されていな
い。一方、延伸加工ポリテトラフルオロエチレン製人工
血管では、初期血液が漏れてくる現象は見られないが、
内腔に凝内膜が張り難いという特徴を持っている。従っ
て、長期的には、抗血栓性を含む生体適合性でダクロン
織布製人工血管に劣るものの、比較的小口径の人工血管
には凝内膜が張り難い分だけ内腔が確保され易いので、
使用されるケースが多い。
種類があるが、大別すれば、平織りとニット（メリヤ
ス）織りの２種類である。そのまま移植すると出血する
ので、自家血やフィブリン糊で目を塞がなければならな
いが、逆に移植後は内腔表面に凝内膜が形成されるの
で、長期的には安定するという長所がある。ただし細い
人工血管では、凝内膜が形成される分だけ内腔が狭くな
ることもあり、閉塞が起こり易くあまり使用されていな
い。一方、延伸加工ポリテトラフルオロエチレン製人工
血管では、初期血液が漏れてくる現象は見られないが、
内腔に凝内膜が張り難いという特徴を持っている。従っ
て、長期的には、抗血栓性を含む生体適合性でダクロン
織布製人工血管に劣るものの、比較的小口径の人工血管
には凝内膜が張り難い分だけ内腔が確保され易いので、
使用されるケースが多い。
【０００４】その他特異なものとして、水酸アパタイト
の管を人工血管として使用した例がScience and Medica
l Applications of Hydroxyapatite JAAS 1991 p.185-1
89TAKAYAMA Press System Center Co. Inc. に紹介され
ている。しかしこの水酸アパタイト焼結体は、弾性率が
極めて高くしかも脆いセラミックであり、実際の血管と
はコンプライアンスが大幅に異なっている。従って研究
としては価値のあるものであるが、実用的な人工血管を
提供することは難しいと考えられる。
の管を人工血管として使用した例がScience and Medica
l Applications of Hydroxyapatite JAAS 1991 p.185-1
89TAKAYAMA Press System Center Co. Inc. に紹介され
ている。しかしこの水酸アパタイト焼結体は、弾性率が
極めて高くしかも脆いセラミックであり、実際の血管と
はコンプライアンスが大幅に異なっている。従って研究
としては価値のあるものであるが、実用的な人工血管を
提供することは難しいと考えられる。
【０００５】
【発明が解決しようとしている課題】現在内径８ｍｍ以
上の比較的大口径の人工血管に関しては、市販の人工血
管でも大きな問題はないと言われている。しかし内径３
〜６ｍｍの小口径の人工血管に関しては、多くの研究が
発表されているものの、充分な性能を有している例は見
当たらない。これは基本的に下記 （ア）移植初期の抗血栓性に優れているものは凝内膜の
形成が遅いか、あるいは形成されないために長期の開存
率が低く、逆に初期の抗血栓性の優れているものは初期
の閉塞さえなければ長期に亘って安定するものの初期の
血栓形成で閉塞する割合が多く、結果として開存率が低
い。 （イ）移植後数ケ月以降に発生する吻合物内膜肥厚によ
って内腔が閉塞することが多い。 の２つの大きな問題があるためである。
上の比較的大口径の人工血管に関しては、市販の人工血
管でも大きな問題はないと言われている。しかし内径３
〜６ｍｍの小口径の人工血管に関しては、多くの研究が
発表されているものの、充分な性能を有している例は見
当たらない。これは基本的に下記 （ア）移植初期の抗血栓性に優れているものは凝内膜の
形成が遅いか、あるいは形成されないために長期の開存
率が低く、逆に初期の抗血栓性の優れているものは初期
の閉塞さえなければ長期に亘って安定するものの初期の
血栓形成で閉塞する割合が多く、結果として開存率が低
い。 （イ）移植後数ケ月以降に発生する吻合物内膜肥厚によ
って内腔が閉塞することが多い。 の２つの大きな問題があるためである。
【０００６】本発明者は上記問題点を解決するために鋭
意研究を重ねた結果、次のようなことを発見した。 水酸アパタイトは、血漿タンパク質のうちのアルブミ
ンを多く吸着する。なおアルブミン吸着面が優れた抗血
栓性を示すことは、研究者の間では常識となっている。 移植後数ケ月以降に発生する吻合部内膜肥厚は、人工
の素材の生体適合性が悪ければ悪いほどその程度が大き
い。 以上の点から、その優れた生体適合性が実証されている
水酸アパタイトは、この人工血管に適用できることが推
定でき、上記文献に水酸アパタイトを人工血管に使用し
た例が紹介されている。しかしこの水酸アパタイトをそ
のまま使用したのでは、実用性を備えた人工血管が得ら
れないことは、従来技術の中で述べたとおりである。そ
こで本発明者は、さらに研究を進めて有機高分子からな
る繊維に水酸アパタイトをコーテイングする方法を開発
し、本発明に至ったのである。
意研究を重ねた結果、次のようなことを発見した。 水酸アパタイトは、血漿タンパク質のうちのアルブミ
ンを多く吸着する。なおアルブミン吸着面が優れた抗血
栓性を示すことは、研究者の間では常識となっている。 移植後数ケ月以降に発生する吻合部内膜肥厚は、人工
の素材の生体適合性が悪ければ悪いほどその程度が大き
い。 以上の点から、その優れた生体適合性が実証されている
水酸アパタイトは、この人工血管に適用できることが推
定でき、上記文献に水酸アパタイトを人工血管に使用し
た例が紹介されている。しかしこの水酸アパタイトをそ
のまま使用したのでは、実用性を備えた人工血管が得ら
れないことは、従来技術の中で述べたとおりである。そ
こで本発明者は、さらに研究を進めて有機高分子からな
る繊維に水酸アパタイトをコーテイングする方法を開発
し、本発明に至ったのである。
【０００７】ところで水酸アパタイトのコーティング方
法に関しては、多くの公知文献がある。すなわち金属イ
ンプラントへのプラズマスプレー法に関しては、特公昭
５８−５０７３７号公報に、またセラミック芯材へのプ
ラズマ溶射法に関しては、特公昭６９−４６９１１号公
報に、特開昭６２−３４５５９号公報、特開昭６２−５
７５４８号公報及び特開昭６３−４６１６５号公報等に
開示されている。スパッタリング法に関しても、特開昭
５８−１０９０４９号公報に開示があり、フレーム溶射
法に関しては、日本セラミックス協会１９８８第一回秋
期シンポジウム講演予稿集Ｐ．Ｐ４０１〜４０２に開示
されている。またガラスフリットによる焼付け法に関し
ては、第９回バイオマテリアル学会大会予稿集（１９８
７，Ｐ６）に開示されており、さらに電気泳動法に関し
ては、日本セラミックス協会１９８８ Ｐ．Ｐ４１７〜
４１８に開示がある。そしてイオンの種類、濃度を人の
血漿と同じ組成にした人工液から水酸アパタイトを析出
させる方法に関しては、特公昭６２−１０９３９号公
報、特公平１−５４２９０号公報、特開平２−２５５５
１５号公報に開示がある。
法に関しては、多くの公知文献がある。すなわち金属イ
ンプラントへのプラズマスプレー法に関しては、特公昭
５８−５０７３７号公報に、またセラミック芯材へのプ
ラズマ溶射法に関しては、特公昭６９−４６９１１号公
報に、特開昭６２−３４５５９号公報、特開昭６２−５
７５４８号公報及び特開昭６３−４６１６５号公報等に
開示されている。スパッタリング法に関しても、特開昭
５８−１０９０４９号公報に開示があり、フレーム溶射
法に関しては、日本セラミックス協会１９８８第一回秋
期シンポジウム講演予稿集Ｐ．Ｐ４０１〜４０２に開示
されている。またガラスフリットによる焼付け法に関し
ては、第９回バイオマテリアル学会大会予稿集（１９８
７，Ｐ６）に開示されており、さらに電気泳動法に関し
ては、日本セラミックス協会１９８８ Ｐ．Ｐ４１７〜
４１８に開示がある。そしてイオンの種類、濃度を人の
血漿と同じ組成にした人工液から水酸アパタイトを析出
させる方法に関しては、特公昭６２−１０９３９号公
報、特公平１−５４２９０号公報、特開平２−２５５５
１５号公報に開示がある。
【０００８】このように多くの技術が開示されているも
のの、水酸アパタイトのコーティングに関しては依然と
して問題点があり、例えば (a) プラズマ溶射法は、複雑高価な装置を必要とするに
拘らず緻密な膜を作り難く、原料の水酸アパタイトが高
温で溶融されるので生体内のアパタイトと異なる種類の
アパタイト膜がコーティングされること等の問題点があ
り、 (b) スパッタリング法は、複雑で高価な装置を必要とす
るとともに、原料の水酸アパタイトが高温で溶融される
ので、生体内のアパタイトと異なる種類のアパタイト膜
がコーテイングされる欠点があり、 (c) 焼結法やガラスフリット法は、８５０℃あるいはそ
れ以上の温度で熱処理する必要があるため、耐熱性の高
い素材にしか適用できず、原料の水酸アパタイトが一旦
高温で処理されるので、生体内のアパタイトと異なる種
類のアパタイト膜が形成される恐れがある。 (d) また電気泳動法は、素材自身を電極として用いるた
め、良導性の金属基材にしか適用できない点や、原料に
焼結アパタイトを用いるため、やはり生体内のアパタイ
トとは異なるアパタイトの膜が形成される点が問題であ
る。 (e) さらに人工体液から析出させる方法は、生成した水
酸アパタイトと良好に接着する基盤が、ＣａＯ／ＳｉＯ
2 系ガラス以外に発見されていないという問題点があ
る。 なお上記(e) の技術に関しては、文献にはポリエステル
繊維の織物に水酸アパタイトをコーティングした例が開
示されている。
のの、水酸アパタイトのコーティングに関しては依然と
して問題点があり、例えば (a) プラズマ溶射法は、複雑高価な装置を必要とするに
拘らず緻密な膜を作り難く、原料の水酸アパタイトが高
温で溶融されるので生体内のアパタイトと異なる種類の
アパタイト膜がコーティングされること等の問題点があ
り、 (b) スパッタリング法は、複雑で高価な装置を必要とす
るとともに、原料の水酸アパタイトが高温で溶融される
ので、生体内のアパタイトと異なる種類のアパタイト膜
がコーテイングされる欠点があり、 (c) 焼結法やガラスフリット法は、８５０℃あるいはそ
れ以上の温度で熱処理する必要があるため、耐熱性の高
い素材にしか適用できず、原料の水酸アパタイトが一旦
高温で処理されるので、生体内のアパタイトと異なる種
類のアパタイト膜が形成される恐れがある。 (d) また電気泳動法は、素材自身を電極として用いるた
め、良導性の金属基材にしか適用できない点や、原料に
焼結アパタイトを用いるため、やはり生体内のアパタイ
トとは異なるアパタイトの膜が形成される点が問題であ
る。 (e) さらに人工体液から析出させる方法は、生成した水
酸アパタイトと良好に接着する基盤が、ＣａＯ／ＳｉＯ
2 系ガラス以外に発見されていないという問題点があ
る。 なお上記(e) の技術に関しては、文献にはポリエステル
繊維の織物に水酸アパタイトをコーティングした例が開
示されている。
【０００９】本発明は、従来の技術における上記問題点
を解消するためになされたもので、抗血栓性をいちぢる
しく改善し、小口径の人工血管として十分に機能する人
工血管を提供しようとするものである。
を解消するためになされたもので、抗血栓性をいちぢる
しく改善し、小口径の人工血管として十分に機能する人
工血管を提供しようとするものである。
【００１０】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明者は上記(e) の技術を改良して本発明に係る
人工血管を発明した。すなわち本発明に係る人工血管
は、(1) 高分子繊維材料からなる基材に、水酸アパタイ
トを１〜１５μｍ、好ましくは３〜１０μｍの厚さにコ
ーティングしてなるものであり、(2) 上記水酸アパタイ
トのカルシウム／リンの原子数の比が、１．１〜１．
５、好ましくは１．３〜１．４である、(3) さらに上記
水酸アパタイトのカルシウム／リンの原子数の比が、
１．７５〜２．５、好ましくは１．８〜２．２である、
(4) また上記高分子繊維材料は、ポリエステル、ポリア
クリロニトリル、ポリウレタン、好ましくはポリエステ
ルであり、(5) かつ上記水酸アパタイトのリン酸、ある
いは水酸基の一部が、炭酸基によって置換されている。
め、本発明者は上記(e) の技術を改良して本発明に係る
人工血管を発明した。すなわち本発明に係る人工血管
は、(1) 高分子繊維材料からなる基材に、水酸アパタイ
トを１〜１５μｍ、好ましくは３〜１０μｍの厚さにコ
ーティングしてなるものであり、(2) 上記水酸アパタイ
トのカルシウム／リンの原子数の比が、１．１〜１．
５、好ましくは１．３〜１．４である、(3) さらに上記
水酸アパタイトのカルシウム／リンの原子数の比が、
１．７５〜２．５、好ましくは１．８〜２．２である、
(4) また上記高分子繊維材料は、ポリエステル、ポリア
クリロニトリル、ポリウレタン、好ましくはポリエステ
ルであり、(5) かつ上記水酸アパタイトのリン酸、ある
いは水酸基の一部が、炭酸基によって置換されている。
【００１１】
【作用】本発明にあって、人工血管の基材を高分子繊維
材料に限定したのは、人工血管に必要な力学特性（コン
プライアンス等）が既に最適化されているとともに、生
体内での安全性に関しても充分に確認されているからで
あって、工業的に実用化が可能な人工血管を提供するた
めには、上記高分子繊維材料の基材に水酸アパタイトを
コーティングするのが実際的と考えたからである。また
基材に水酸アパタイトをコーティングするのは、該コー
ティングにより、血液に触れた時にアルプミンを吸着し
優れた抗血栓性を示すとともに、吻合部においては、優
れた生体適合性によって内膜肥厚を有効に低減するから
である。
材料に限定したのは、人工血管に必要な力学特性（コン
プライアンス等）が既に最適化されているとともに、生
体内での安全性に関しても充分に確認されているからで
あって、工業的に実用化が可能な人工血管を提供するた
めには、上記高分子繊維材料の基材に水酸アパタイトを
コーティングするのが実際的と考えたからである。また
基材に水酸アパタイトをコーティングするのは、該コー
ティングにより、血液に触れた時にアルプミンを吸着し
優れた抗血栓性を示すとともに、吻合部においては、優
れた生体適合性によって内膜肥厚を有効に低減するから
である。
【００１２】本発明に係る人工血管において、水酸アパ
タイトのコーティングの厚さを１〜１５μｍ、好ましく
は３〜１０μｍに限定したのは、１μｍ未満では、工業
的にコーティングした場合の膜の均一性に信頼性が乏し
いこともあるが、生体内に長期移植された場合、侵食さ
れて水酸アパタイトがなくなってしまう恐れがあるから
であり、逆に１０μｍを越えると屈曲耐久性がいちぢる
しく低下するからである。
タイトのコーティングの厚さを１〜１５μｍ、好ましく
は３〜１０μｍに限定したのは、１μｍ未満では、工業
的にコーティングした場合の膜の均一性に信頼性が乏し
いこともあるが、生体内に長期移植された場合、侵食さ
れて水酸アパタイトがなくなってしまう恐れがあるから
であり、逆に１０μｍを越えると屈曲耐久性がいちぢる
しく低下するからである。
【００１３】さらに本発明において、水酸アパタイトの
カルシウムとリンの原子数の比を、１．１〜１．５、好
ましくは１．３〜１．４あるいは１．７５〜２．５、好
ましくは１．８〜２．２に限定しているが、これは１．
１未満では、薄膜Ｘ線回折で水酸アパタイトがの結晶の
ピークがほとんど消失してしまうからである。また逆に
１．５を越えると、生成したコーティング層に微少なヒ
ビが生じ、実用上実際にかかるレベルの歪みを繰返しか
けると容易に剥離してしまうからである。同様に１．７
５未満では、生成したコーティング層に微少なヒビを生
じ、実用上実際にかかるレベルの歪みを繰返しかけると
容易に剥離してしまうからであり、逆に２．５を越える
と、薄膜Ｘ線回折で水酸アパタイトがの結晶のピークが
ほとんど消失してしまうからである。これは次のように
解釈できる。理論的な水酸アパタイトのカルシウムとリ
ンの原子数の比は１．６７であり、実際の生体の水酸ア
パタイトでは１．５の近傍であると言われている。今回
生成するコーティング層のカルシウムとリンの比を理論
値から外すことにより、水酸アパタイトの他に、他のリ
ン酸カルシウム系の微結晶あるいはアモルファス成分が
生成し、結果としてヒビの生成を防いでいると考えられ
る。この微少なヒビは、基材となっている高分子繊維材
料と水酸アパタイトとの接着強度に大きく影響してお
り、ヒビがあると接着強度及び屈曲耐久性がいちぢるし
く低下する。また驚くべきことに、この比率を１．６７
よりも高い値側にシフトさせる、つまり１．７〜２．５
の範囲では、生成した水酸アパタイト層と基材である高
分子繊維との接着力が著しく向上することが判った。こ
れは従来全く知られていなかった事実である。
カルシウムとリンの原子数の比を、１．１〜１．５、好
ましくは１．３〜１．４あるいは１．７５〜２．５、好
ましくは１．８〜２．２に限定しているが、これは１．
１未満では、薄膜Ｘ線回折で水酸アパタイトがの結晶の
ピークがほとんど消失してしまうからである。また逆に
１．５を越えると、生成したコーティング層に微少なヒ
ビが生じ、実用上実際にかかるレベルの歪みを繰返しか
けると容易に剥離してしまうからである。同様に１．７
５未満では、生成したコーティング層に微少なヒビを生
じ、実用上実際にかかるレベルの歪みを繰返しかけると
容易に剥離してしまうからであり、逆に２．５を越える
と、薄膜Ｘ線回折で水酸アパタイトがの結晶のピークが
ほとんど消失してしまうからである。これは次のように
解釈できる。理論的な水酸アパタイトのカルシウムとリ
ンの原子数の比は１．６７であり、実際の生体の水酸ア
パタイトでは１．５の近傍であると言われている。今回
生成するコーティング層のカルシウムとリンの比を理論
値から外すことにより、水酸アパタイトの他に、他のリ
ン酸カルシウム系の微結晶あるいはアモルファス成分が
生成し、結果としてヒビの生成を防いでいると考えられ
る。この微少なヒビは、基材となっている高分子繊維材
料と水酸アパタイトとの接着強度に大きく影響してお
り、ヒビがあると接着強度及び屈曲耐久性がいちぢるし
く低下する。また驚くべきことに、この比率を１．６７
よりも高い値側にシフトさせる、つまり１．７〜２．５
の範囲では、生成した水酸アパタイト層と基材である高
分子繊維との接着力が著しく向上することが判った。こ
れは従来全く知られていなかった事実である。
【００１４】本発明において、基材に使用する高分子繊
維材料としては、ポリエステル、ポリアクリロニトリ
ル、ポリウレタンが好ましいが、さらに好ましくは、ポ
リエステルである方がよい。これはポリエステルベース
の人工血管の実績が豊富であり、信頼性が高いからであ
る。
維材料としては、ポリエステル、ポリアクリロニトリ
ル、ポリウレタンが好ましいが、さらに好ましくは、ポ
リエステルである方がよい。これはポリエステルベース
の人工血管の実績が豊富であり、信頼性が高いからであ
る。
【００１５】さらに本発明の水酸アパタイトは、そのリ
ン酸基あるいは水酸基の一部が炭酸基に置き換わってい
るのが好ましいが、これはこの方がより生体の水酸アパ
タイトに近く、生体との親和性が良いからである。
ン酸基あるいは水酸基の一部が炭酸基に置き換わってい
るのが好ましいが、これはこの方がより生体の水酸アパ
タイトに近く、生体との親和性が良いからである。
【００１６】
【実施例】本発明に係る人工血管は次のように形成され
る。すなわち基材にはバード社のＵＳＣＩ ＤｅＢａｋ
ｅｙ Ｐ−００５１０６のポリエステル繊維により形成
された内径６ｍｍの人工血管を使用し、この人工血管の
内部に特開平２−２５５１５号公報に開示の組成を有
し、粒径が１００〜６００μｍのガラス粉末を充填す
る。上記ガラスは、ＣａＯ、ＳｉＯ2 に関し ＣａＯ……２０〜６０ｍｏｌ％ ＳｉＯ2 …４０〜８０ｍｏｌ％ の範囲にあり、ＣａＯとＳｉＯ2 の合計が７０ｍｏｌ％
以上であり、粒径が１００〜６００μｍの範囲にある粒
子が８０％以上のものを使用した。なお上記ガラスの組
成は下記のとおりである。 ＣａＯ………４９．８７ｍｏｌ％ ＳｉＯ2 ……３５．４６ Ｐ2 Ｏ5 …… ７．１５３ ＭｇＯ……… ７．１１１ ＣａＦ2 …… ０．３９９ ガラスを充填した人工血管を、実質的に水酸アパタイト
が過飽和になっている疑似液体Ａ中に４８時間浸漬し
た。疑似液体Ａ、Ｂの組成は次の通りである。 疑似体液Ａ 疑似体液Ｂ ＮａＣｌ ７．９９６ｇ １１．９９４ ＮａＨＣＯ3 ０．３５０ ０．５２５ ＫＣｌ ０．２２４ ０．３３６ Ｋ2 ＨＰＯ4 ・３Ｈ2 Ｏ ０．２２８ ０．３４２ ＭｇＣｌ ０．３０５ ０．４５８ ＣａＣｌ2 ０．２７８ ０．４１７ Ｎａ2 ＳＯ4 ０．０７１ ０．１０７ ＩＮＨＣｌ 約 ４５ｍｌ 約 ６８ｍｌ トリス（ヒドロキシメチル） アミノメタン ６．０５７ ８．０８６ なお本疑似体液には、炭酸塩としてＮａＨＣＯ3 が加え
られているが、このような疑似体液から生成された水酸
アパタイト層には、リン酸基あるいは水酸基の一部が炭
酸基で置換されていることが確認されている。生体内に
ある水酸アパタイトも同様にリン酸基あるいは水酸基の
一部が炭酸基で置換されていることが知られている。疑
似体液に４８時間浸漬した後、人工血管の内腔に充填し
たガラス粉末を取出して、内部をクリーニングした人工
血管を疑似体液Ｂに１週間浸漬する。この人工血管を疑
似体液より取出して、水洗乾燥後、滅菌用袋に入れてエ
チレンオキシドガスにより滅菌した。
る。すなわち基材にはバード社のＵＳＣＩ ＤｅＢａｋ
ｅｙ Ｐ−００５１０６のポリエステル繊維により形成
された内径６ｍｍの人工血管を使用し、この人工血管の
内部に特開平２−２５５１５号公報に開示の組成を有
し、粒径が１００〜６００μｍのガラス粉末を充填す
る。上記ガラスは、ＣａＯ、ＳｉＯ2 に関し ＣａＯ……２０〜６０ｍｏｌ％ ＳｉＯ2 …４０〜８０ｍｏｌ％ の範囲にあり、ＣａＯとＳｉＯ2 の合計が７０ｍｏｌ％
以上であり、粒径が１００〜６００μｍの範囲にある粒
子が８０％以上のものを使用した。なお上記ガラスの組
成は下記のとおりである。 ＣａＯ………４９．８７ｍｏｌ％ ＳｉＯ2 ……３５．４６ Ｐ2 Ｏ5 …… ７．１５３ ＭｇＯ……… ７．１１１ ＣａＦ2 …… ０．３９９ ガラスを充填した人工血管を、実質的に水酸アパタイト
が過飽和になっている疑似液体Ａ中に４８時間浸漬し
た。疑似液体Ａ、Ｂの組成は次の通りである。 疑似体液Ａ 疑似体液Ｂ ＮａＣｌ ７．９９６ｇ １１．９９４ ＮａＨＣＯ3 ０．３５０ ０．５２５ ＫＣｌ ０．２２４ ０．３３６ Ｋ2 ＨＰＯ4 ・３Ｈ2 Ｏ ０．２２８ ０．３４２ ＭｇＣｌ ０．３０５ ０．４５８ ＣａＣｌ2 ０．２７８ ０．４１７ Ｎａ2 ＳＯ4 ０．０７１ ０．１０７ ＩＮＨＣｌ 約 ４５ｍｌ 約 ６８ｍｌ トリス（ヒドロキシメチル） アミノメタン ６．０５７ ８．０８６ なお本疑似体液には、炭酸塩としてＮａＨＣＯ3 が加え
られているが、このような疑似体液から生成された水酸
アパタイト層には、リン酸基あるいは水酸基の一部が炭
酸基で置換されていることが確認されている。生体内に
ある水酸アパタイトも同様にリン酸基あるいは水酸基の
一部が炭酸基で置換されていることが知られている。疑
似体液に４８時間浸漬した後、人工血管の内腔に充填し
たガラス粉末を取出して、内部をクリーニングした人工
血管を疑似体液Ｂに１週間浸漬する。この人工血管を疑
似体液より取出して、水洗乾燥後、滅菌用袋に入れてエ
チレンオキシドガスにより滅菌した。
【００１７】水酸アパタイトのコーティング厚さは、疑
似体液に浸漬する時間を変えてコントロールした。水酸
アパタイトのＣａとＰの原子数の比は、リン酸水素ニカ
リウムと塩化カルシウムの組成比と、疑似体液の水素イ
オン濃度を調節してコントロールした。
似体液に浸漬する時間を変えてコントロールした。水酸
アパタイトのＣａとＰの原子数の比は、リン酸水素ニカ
リウムと塩化カルシウムの組成比と、疑似体液の水素イ
オン濃度を調節してコントロールした。
【００１８】また水酸アパタイトのコーティナグ厚さ及
びヒビ割れなどの外観は、電子顕微鏡を使用して測定し
た。カルシゥム原子とリン原子の数の比は、ホリバのマ
イクロ・アナライザを使用して測定した。水酸アパタイ
トをコーティングした人工血管を、内径７．６ｍｍ、長
さ１５０ｍｍのエラストマー製のチューブの内腔に固定
し、このチューブが９０度曲がるように回転プーリに固
定してチューブ疲労試験を実施した。２００ｒ．ｐ．
ｍ．で３０分間疲労させた後、走査型電子顕微鏡でコー
ティングの剥離やヒビ割れの有無を観察し、耐屈曲性を
評価した。
びヒビ割れなどの外観は、電子顕微鏡を使用して測定し
た。カルシゥム原子とリン原子の数の比は、ホリバのマ
イクロ・アナライザを使用して測定した。水酸アパタイ
トをコーティングした人工血管を、内径７．６ｍｍ、長
さ１５０ｍｍのエラストマー製のチューブの内腔に固定
し、このチューブが９０度曲がるように回転プーリに固
定してチューブ疲労試験を実施した。２００ｒ．ｐ．
ｍ．で３０分間疲労させた後、走査型電子顕微鏡でコー
ティングの剥離やヒビ割れの有無を観察し、耐屈曲性を
評価した。
【００１９】さらに成犬の胸部大動脈の一部約２０ｍｍ
を人工血管で置換し、１カ月、３カ月及び６カ月後に取
出して観察し、抗血栓性及び吻合部肥厚を調査した。
を人工血管で置換し、１カ月、３カ月及び６カ月後に取
出して観察し、抗血栓性及び吻合部肥厚を調査した。
【００２０】
【発明の効果】本発明に係る人工血管は上記のように構
成されているので、いちぢるしく抗血栓性に優れ、小口
径の人工血管としても十分に機能し得る人工血管が提供
されることとなった。表１及び表２は本発明に係る人工
血管の水酸アパタイトのコーティングの厚さを変えて実
験した実験例を示すものである。
成されているので、いちぢるしく抗血栓性に優れ、小口
径の人工血管としても十分に機能し得る人工血管が提供
されることとなった。表１及び表２は本発明に係る人工
血管の水酸アパタイトのコーティングの厚さを変えて実
験した実験例を示すものである。
【００２１】
【表１】
【００２２】
【表２】
─────────────────────────────────────────────────────
【手続補正書】
【提出日】平成４年８月２６日
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】請求項１
【補正方法】変更
【補正内容】
【手続補正２】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】請求項５
【補正方法】変更
【補正内容】
【手続補正３】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】０００３
【補正方法】変更
【補正内容】
【０００３】織布人工血管は、その織り方にいくつかの
種類があるが、大別すれば、平織りとニット（メリヤ
ス）織りの２種類である。そのまま移植すると出血する
ので、自家血やフィブリン糊で目を塞がなければならな
いが、逆に移植後は内腔表面に擬内膜が形成されるの
で、長期的には安定するという長所がある。ただし細い
人工血管では、擬内膜が形成される分だけ内腔が狭くな
ることもあり、閉塞が起こり易くあまり使用されていな
い。一方、延伸加工ポリテトラフルオロエチレン製人工
血管では、初期血液が漏れてくる現象は見られないが、
内腔に擬内膜が張り難いという特徴を持っている。従っ
て、長期的には、抗血栓性を含む生体適合性でダクロン
織布製人工血管に劣るものの、比較的小口径の人工血管
には擬内膜が張り難い分だけ内腔が確保され易いので、
使用されるケースが多い。
種類があるが、大別すれば、平織りとニット（メリヤ
ス）織りの２種類である。そのまま移植すると出血する
ので、自家血やフィブリン糊で目を塞がなければならな
いが、逆に移植後は内腔表面に擬内膜が形成されるの
で、長期的には安定するという長所がある。ただし細い
人工血管では、擬内膜が形成される分だけ内腔が狭くな
ることもあり、閉塞が起こり易くあまり使用されていな
い。一方、延伸加工ポリテトラフルオロエチレン製人工
血管では、初期血液が漏れてくる現象は見られないが、
内腔に擬内膜が張り難いという特徴を持っている。従っ
て、長期的には、抗血栓性を含む生体適合性でダクロン
織布製人工血管に劣るものの、比較的小口径の人工血管
には擬内膜が張り難い分だけ内腔が確保され易いので、
使用されるケースが多い。
【手続補正４】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】０００５
【補正方法】変更
【補正内容】
【０００５】
【発明が解決しようとしている課題】現在内径８ｍｍ以
上の比較的大口径の人工血管に関しては、市販の人工血
管でも大きな問題はないと言われている。しかし内径３
〜６ｍｍの小口径の人工血管に関しては、多くの研究が
発表されているものの、充分な性能を有している例は見
当たらない。これは基本的に下記 （ア）移植初期の抗血栓性に優れているものは擬内膜の
形成が遅いか、あるいは形成されないために長期の開存
率が低く、逆に初期の抗血栓性の優れているものは初期
の閉塞さえなければ長期に亘って安定するものの初期の
血栓形成で閉塞する割合が多く、結果として開存率が低
い。 （イ）移植後数ケ月以降に発生する吻合部内膜肥厚によ
って内腔が閉塞することが多い。 の２つの大きな問題があるためである。
上の比較的大口径の人工血管に関しては、市販の人工血
管でも大きな問題はないと言われている。しかし内径３
〜６ｍｍの小口径の人工血管に関しては、多くの研究が
発表されているものの、充分な性能を有している例は見
当たらない。これは基本的に下記 （ア）移植初期の抗血栓性に優れているものは擬内膜の
形成が遅いか、あるいは形成されないために長期の開存
率が低く、逆に初期の抗血栓性の優れているものは初期
の閉塞さえなければ長期に亘って安定するものの初期の
血栓形成で閉塞する割合が多く、結果として開存率が低
い。 （イ）移植後数ケ月以降に発生する吻合部内膜肥厚によ
って内腔が閉塞することが多い。 の２つの大きな問題があるためである。
【手続補正５】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】０００８
【補正方法】変更
【補正内容】
【０００８】このように多くの技術が開示されているも
のの、水酸アパタイトのコーティングに関しては依然と
して問題点があり、例えば (a) プラズマ溶射法は、複雑高価な装置を必要とするに
拘らず緻密な膜を作り難く、原料の水酸アパタイトが高
温で溶融されるので生体内のアパタイトと異なる種類の
アパタイト膜がコーティングされること等の問題点があ
り、 (b) スパッタリング法は、複雑で高価な装置を必要とす
るとともに、原料の水酸アパタイトが高温で溶融される
ので、生体内のアパタイトと異なる種類のアパタイト膜
がコーテイングされる欠点があり、 (c) 焼結法やガラスフリット法は、８５０℃あるいはそ
れ以上の温度で熱処理する必要があるため、耐熱性の高
い素材にしか適用できず、原料の水酸アパタイトが一旦
高温で処理されるので、生体内のアパタイトと異なる種
類のアパタイト膜が形成される恐れがある。 (d) また電気泳動法は、素材自身を電極として用いるた
め、良導性の金属基材にしか適用できない点や、原料に
焼結アパタイトを用いるため、やはり生体内のアパタイ
トとは異なるアパタイトの膜が形成される点が問題であ
る。 (e) さらに人工体液から析出させる方法は、生成した水
酸アパタイトと良好に接着する基盤が、ＣａＯ／ＳｉＯ
2 系ガラス以外に発見されていないという問題点があ
る。 なお上記(e) の技術に関しては、金属、ＮＯ．１２、２
９〜３５（１９９１）ポリエステル繊維の織物に水酸ア
パタイトをコーティングした例が開示されている。しか
しカルシウムとリンの比が、水酸アパタイトの理論値
１．６７に近い水酸アパタイトでは、基材のポリエステ
ル繊維と、水酸アパタイトの接着は充分でなく、外力及
びそれに伴う歪みがかかった場合、容易に剥離してしま
うことが分かっている。生体内で人工血管として使う場
合、くり返しの歪がかかることが当然予想され、実用に
供することができないのは明白である。
のの、水酸アパタイトのコーティングに関しては依然と
して問題点があり、例えば (a) プラズマ溶射法は、複雑高価な装置を必要とするに
拘らず緻密な膜を作り難く、原料の水酸アパタイトが高
温で溶融されるので生体内のアパタイトと異なる種類の
アパタイト膜がコーティングされること等の問題点があ
り、 (b) スパッタリング法は、複雑で高価な装置を必要とす
るとともに、原料の水酸アパタイトが高温で溶融される
ので、生体内のアパタイトと異なる種類のアパタイト膜
がコーテイングされる欠点があり、 (c) 焼結法やガラスフリット法は、８５０℃あるいはそ
れ以上の温度で熱処理する必要があるため、耐熱性の高
い素材にしか適用できず、原料の水酸アパタイトが一旦
高温で処理されるので、生体内のアパタイトと異なる種
類のアパタイト膜が形成される恐れがある。 (d) また電気泳動法は、素材自身を電極として用いるた
め、良導性の金属基材にしか適用できない点や、原料に
焼結アパタイトを用いるため、やはり生体内のアパタイ
トとは異なるアパタイトの膜が形成される点が問題であ
る。 (e) さらに人工体液から析出させる方法は、生成した水
酸アパタイトと良好に接着する基盤が、ＣａＯ／ＳｉＯ
2 系ガラス以外に発見されていないという問題点があ
る。 なお上記(e) の技術に関しては、金属、ＮＯ．１２、２
９〜３５（１９９１）ポリエステル繊維の織物に水酸ア
パタイトをコーティングした例が開示されている。しか
しカルシウムとリンの比が、水酸アパタイトの理論値
１．６７に近い水酸アパタイトでは、基材のポリエステ
ル繊維と、水酸アパタイトの接着は充分でなく、外力及
びそれに伴う歪みがかかった場合、容易に剥離してしま
うことが分かっている。生体内で人工血管として使う場
合、くり返しの歪がかかることが当然予想され、実用に
供することができないのは明白である。
【手続補正６】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】０００９
【補正方法】変更
【補正内容】
【０００９】本発明は、従来の技術における上記問題点
を解消するためになされたもので、抗血栓性を著しく改
善し、小口径の人工血管として十分に機能する人工血管
を提供しようとするものである。
を解消するためになされたもので、抗血栓性を著しく改
善し、小口径の人工血管として十分に機能する人工血管
を提供しようとするものである。
【手続補正７】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００１０
【補正方法】変更
【補正内容】
【００１０】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明者は上記(e) の技術を改良して本発明に係る
人工血管を発明した。すなわち本発明に係る人工血管
は、(1) 高分子繊維材料からなる基材に、水酸アパタイ
トを１〜１５μｍ、好ましくは３〜１０μｍの厚さにコ
ーティングしてなるものであり、(2) 上記水酸アパタイ
トのカルシウム／リンの原子数の比が、１．１〜１．
５、好ましくは１．３〜１．４である、(3) さらに上記
水酸アパタイトのカルシウム／リンの原子数の比が、
１．７５〜２．５、好ましくは１．８〜２．２である、
(4) また上記高分子繊維材料は、ポリエステル、ポリア
クリロニトリル、ポリウレタン、好ましくはポリエステ
ルであり、(5) かつ上記水酸アパタイトのリン酸基、あ
るいは水酸基の一部が、炭酸基によって置換されてい
る。
め、本発明者は上記(e) の技術を改良して本発明に係る
人工血管を発明した。すなわち本発明に係る人工血管
は、(1) 高分子繊維材料からなる基材に、水酸アパタイ
トを１〜１５μｍ、好ましくは３〜１０μｍの厚さにコ
ーティングしてなるものであり、(2) 上記水酸アパタイ
トのカルシウム／リンの原子数の比が、１．１〜１．
５、好ましくは１．３〜１．４である、(3) さらに上記
水酸アパタイトのカルシウム／リンの原子数の比が、
１．７５〜２．５、好ましくは１．８〜２．２である、
(4) また上記高分子繊維材料は、ポリエステル、ポリア
クリロニトリル、ポリウレタン、好ましくはポリエステ
ルであり、(5) かつ上記水酸アパタイトのリン酸基、あ
るいは水酸基の一部が、炭酸基によって置換されてい
る。
【手続補正８】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００１１
【補正方法】変更
【補正内容】
【００１１】
【作用】本発明にあって、人工血管の基材を高分子繊維
材料に限定したのは、人工血管に必要な力学特性（コン
プライアンス等）が既に最適化されているとともに、生
体内での安全性に関しても充分に確認されているからで
あって、工業的に実用化が可能な人工血管を提供するた
めには、上記高分子繊維材料の基材に水酸アパタイトを
コーティングするのが実際的と考えたからである。また
基材に水酸アパタイトをコーティングするのは、該コー
ティングにより、血液に触れた時にアルブミンを吸着し
優れた抗血栓性を示すとともに、吻合部においては、優
れた生体適合性によって内膜肥厚を有効に低減するから
である。
材料に限定したのは、人工血管に必要な力学特性（コン
プライアンス等）が既に最適化されているとともに、生
体内での安全性に関しても充分に確認されているからで
あって、工業的に実用化が可能な人工血管を提供するた
めには、上記高分子繊維材料の基材に水酸アパタイトを
コーティングするのが実際的と考えたからである。また
基材に水酸アパタイトをコーティングするのは、該コー
ティングにより、血液に触れた時にアルブミンを吸着し
優れた抗血栓性を示すとともに、吻合部においては、優
れた生体適合性によって内膜肥厚を有効に低減するから
である。
【手続補正９】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００１２
【補正方法】変更
【補正内容】
【００１２】本発明に係る人口血管において、水酸アパ
タイトのコーティングの厚さを１〜１５μｍ、好ましく
は３〜１０μｍに限定したのは、１μｍ未満では、工業
的にコーティングした場合の膜の均一性に信頼性が乏し
いこともあるが、生体内に長期移植された場合、侵食さ
れて水酸アパタイトがなくなってしまう恐れがあるから
であり、逆に１０μｍを越えると屈曲耐久性が著しく低
下するからである。
タイトのコーティングの厚さを１〜１５μｍ、好ましく
は３〜１０μｍに限定したのは、１μｍ未満では、工業
的にコーティングした場合の膜の均一性に信頼性が乏し
いこともあるが、生体内に長期移植された場合、侵食さ
れて水酸アパタイトがなくなってしまう恐れがあるから
であり、逆に１０μｍを越えると屈曲耐久性が著しく低
下するからである。
【手続補正１０】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００１３
【補正方法】変更
【補正内容】
【００１３】さらに本発明において、水酸アパタイトの
カルシウムとリンの原子数の比を、１．１〜１．５、好
ましくは１．３〜１．４あるいは１．７５〜２．５、好
ましくは１．８〜２．２に限定しているが、これは１．
１未満では、薄膜Ｘ線回折で水酸アパタイトがの結晶の
ピークがほとんど消失してしまうからである。また逆に
１．５を越えると、生成したコーティング層に微少なヒ
ビが生じ、実用上実際にかかるレベルの歪みを繰返しか
けると容易に剥離してしまうからである。同様に１．７
５未満では、生成したコーティング層に微少なヒビを生
じ、実用上実際にかかるレベルの歪みを繰返しかけると
容易に剥離してしまうからであり、逆に２．５を越える
と、薄膜Ｘ線回折で水酸アパタイトがの結晶のピークが
ほとんど消失してしまうからである。これは次のように
解釈できる。理論的な水酸アパタイトのカルシウムとリ
ンの原子数の比は１．６７であり、実際の生体の水酸ア
パタイトでは１．５の近傍であると言われている。今回
生成するコーティング層のカルシウムとリンの比を理論
値から外すことにより、水酸アパタイトの他に、他のリ
ン酸カルシウム系の微結晶あるいはアモルファス成分が
生成し、結果としてヒビの生成を防いでいると考えられ
る。この微少なヒビは、基材となっている高分子繊維材
料と水酸アパタイトとの接着強度に大きく影響してお
り、ヒビがあると接着強度及び屈曲耐久性が著しく低下
する。また驚くべきことに、この比率を１．６７よりも
高い値側にシフトさせる、つまり１．７〜２．５の範囲
では、生成した水酸アパタイト層と基材である高分子繊
維との接着力が著しく向上することが判った。これは従
来全く知られていなかった事実である。
カルシウムとリンの原子数の比を、１．１〜１．５、好
ましくは１．３〜１．４あるいは１．７５〜２．５、好
ましくは１．８〜２．２に限定しているが、これは１．
１未満では、薄膜Ｘ線回折で水酸アパタイトがの結晶の
ピークがほとんど消失してしまうからである。また逆に
１．５を越えると、生成したコーティング層に微少なヒ
ビが生じ、実用上実際にかかるレベルの歪みを繰返しか
けると容易に剥離してしまうからである。同様に１．７
５未満では、生成したコーティング層に微少なヒビを生
じ、実用上実際にかかるレベルの歪みを繰返しかけると
容易に剥離してしまうからであり、逆に２．５を越える
と、薄膜Ｘ線回折で水酸アパタイトがの結晶のピークが
ほとんど消失してしまうからである。これは次のように
解釈できる。理論的な水酸アパタイトのカルシウムとリ
ンの原子数の比は１．６７であり、実際の生体の水酸ア
パタイトでは１．５の近傍であると言われている。今回
生成するコーティング層のカルシウムとリンの比を理論
値から外すことにより、水酸アパタイトの他に、他のリ
ン酸カルシウム系の微結晶あるいはアモルファス成分が
生成し、結果としてヒビの生成を防いでいると考えられ
る。この微少なヒビは、基材となっている高分子繊維材
料と水酸アパタイトとの接着強度に大きく影響してお
り、ヒビがあると接着強度及び屈曲耐久性が著しく低下
する。また驚くべきことに、この比率を１．６７よりも
高い値側にシフトさせる、つまり１．７〜２．５の範囲
では、生成した水酸アパタイト層と基材である高分子繊
維との接着力が著しく向上することが判った。これは従
来全く知られていなかった事実である。
【手続補正１１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００１６
【補正方法】変更
【補正内容】
【００１６】
【実施例】本発明に係る人口血管は次のように形成され
る。すなわち基材にはバード社のＵＳＣＩ ＤｅＢａｋ
ｅｙ Ｐ−００５１０６のポリエステル繊維により形成
された内径６ｍｍの人口血管を使用し、この人口血管の
内部に特開平２−２５５１５号公報に開示の組成を有
し、粒径が１００〜６００μｍのガラス粉末を充填す
る。上記ガラスは、ＣａＯ、ＳｉＯ2 に関し ＣａＯ……２０〜６０ｍｏｌ％ ＳｉＯ2 …４０〜８０ｍｏｌ％ の範囲にあり、ＣａＯとＳｉＯ2 の合計が７０ｍｏｌ％
以上であり、粒径が１００〜６００μｍの範囲にある粒
子が８０％以上のものを使用した。なお上記ガラスの組
成は下記のとおりである。 ＣａＯ………４９．８７ｍｏｌ％ ＳｉＯ2 ……３５．４６ Ｐ2 Ｏ5 …… ７．１５３ ＭｇＯ……… ７．１１１ ＣａＦ2 …… ０．３９９ ガラスを充填した人口血管を、実質的に水酸アパタイト
が過飽和になっている擬似液体Ａ中に４８時間浸漬し
た。擬似液体Ａ、Ｂの組成は次の通りである。 擬似体液Ａ 擬似体液Ｂ ＮａＣｌ ７．９９６ｇ １１．９９４ ＮａＨＣＯ3 ０．３５０ ０．５２５ ＫＣｌ ０．２２４ ０．３３６ Ｋ2 ＨＰＯ4 ・３Ｈ2 Ｏ ０．２２８ ０．３４２ ＭｇＣｌ ０．３０５ ０．４５８ ＣａＣｌ2 ０．２７８ ０．４１７ Ｎａ2 ＳＯ4 ０．０７１ ０．１０７ ＩＮＨＣｌ 約 ４５ｍｌ 約 ６８ｍｌ トリス（ヒドロキシメチル） アミノメタン ６．０５７ ８．０８６ なお本擬似体液には、炭酸塩としてＮａＨＣＯ3 が加え
られているが、このような擬似体液から生成された水酸
アパタイト層には、リン酸基あるいは水酸基の一部が炭
酸基で置換されていることが確認されている。生体内に
ある水酸アパタイトも同様にリン酸基あるいは水酸基の
一部が炭酸基で置換されていることが知られている。擬
似体液に４８時間浸漬した後、人口血管の内腔に充填し
たガラス粉末を取出して、内部をクリーニングした人口
血管を擬似体液Ｂに１週間浸漬する。この人工血管を擬
似体液より取出して、水洗乾燥後、滅菌用袋に入れてエ
チレンオキシドガスにより滅菌した。
る。すなわち基材にはバード社のＵＳＣＩ ＤｅＢａｋ
ｅｙ Ｐ−００５１０６のポリエステル繊維により形成
された内径６ｍｍの人口血管を使用し、この人口血管の
内部に特開平２−２５５１５号公報に開示の組成を有
し、粒径が１００〜６００μｍのガラス粉末を充填す
る。上記ガラスは、ＣａＯ、ＳｉＯ2 に関し ＣａＯ……２０〜６０ｍｏｌ％ ＳｉＯ2 …４０〜８０ｍｏｌ％ の範囲にあり、ＣａＯとＳｉＯ2 の合計が７０ｍｏｌ％
以上であり、粒径が１００〜６００μｍの範囲にある粒
子が８０％以上のものを使用した。なお上記ガラスの組
成は下記のとおりである。 ＣａＯ………４９．８７ｍｏｌ％ ＳｉＯ2 ……３５．４６ Ｐ2 Ｏ5 …… ７．１５３ ＭｇＯ……… ７．１１１ ＣａＦ2 …… ０．３９９ ガラスを充填した人口血管を、実質的に水酸アパタイト
が過飽和になっている擬似液体Ａ中に４８時間浸漬し
た。擬似液体Ａ、Ｂの組成は次の通りである。 擬似体液Ａ 擬似体液Ｂ ＮａＣｌ ７．９９６ｇ １１．９９４ ＮａＨＣＯ3 ０．３５０ ０．５２５ ＫＣｌ ０．２２４ ０．３３６ Ｋ2 ＨＰＯ4 ・３Ｈ2 Ｏ ０．２２８ ０．３４２ ＭｇＣｌ ０．３０５ ０．４５８ ＣａＣｌ2 ０．２７８ ０．４１７ Ｎａ2 ＳＯ4 ０．０７１ ０．１０７ ＩＮＨＣｌ 約 ４５ｍｌ 約 ６８ｍｌ トリス（ヒドロキシメチル） アミノメタン ６．０５７ ８．０８６ なお本擬似体液には、炭酸塩としてＮａＨＣＯ3 が加え
られているが、このような擬似体液から生成された水酸
アパタイト層には、リン酸基あるいは水酸基の一部が炭
酸基で置換されていることが確認されている。生体内に
ある水酸アパタイトも同様にリン酸基あるいは水酸基の
一部が炭酸基で置換されていることが知られている。擬
似体液に４８時間浸漬した後、人口血管の内腔に充填し
たガラス粉末を取出して、内部をクリーニングした人口
血管を擬似体液Ｂに１週間浸漬する。この人工血管を擬
似体液より取出して、水洗乾燥後、滅菌用袋に入れてエ
チレンオキシドガスにより滅菌した。
【手続補正１２】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００１７
【補正方法】変更
【補正内容】
【００１７】水酸アパタイトのコーティング厚さは、擬
似体液に浸漬する時間を変えてコントロールした。水酸
アパタイトのＣａとＰの原子数の比は、リン酸水素２カ
リウムと塩化カルシウムの組成比と、擬似体液の水素イ
オン濃度を調節してコントロールした。
似体液に浸漬する時間を変えてコントロールした。水酸
アパタイトのＣａとＰの原子数の比は、リン酸水素２カ
リウムと塩化カルシウムの組成比と、擬似体液の水素イ
オン濃度を調節してコントロールした。
【手続補正１３】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００１８
【補正方法】変更
【補正内容】
【００１８】また水酸アパタイトのコーティング厚さ及
びヒビ割れなどの外観は、走査型電子顕微鏡を使用して
測定した。カルシウム原子とリン原子の数の比は、ホリ
バのマイクロ・アナライザを使用して測定した。水酸ア
パタイトをコーティングした人口血管を、内径７．６ｍ
ｍ、長さ１５０ｍｍのエラストマー製のチューブの内腔
に固定し、このチューブが９０度曲がるように回転プー
リーに固定してチューブ疲労試験を実施した。２００
ｒ．ｐ．ｍ．で３０分間疲労させた後、走査型電子顕微
鏡でコーティングの剥離やヒビ割れの有無を観察し、耐
屈曲性を評価した。
びヒビ割れなどの外観は、走査型電子顕微鏡を使用して
測定した。カルシウム原子とリン原子の数の比は、ホリ
バのマイクロ・アナライザを使用して測定した。水酸ア
パタイトをコーティングした人口血管を、内径７．６ｍ
ｍ、長さ１５０ｍｍのエラストマー製のチューブの内腔
に固定し、このチューブが９０度曲がるように回転プー
リーに固定してチューブ疲労試験を実施した。２００
ｒ．ｐ．ｍ．で３０分間疲労させた後、走査型電子顕微
鏡でコーティングの剥離やヒビ割れの有無を観察し、耐
屈曲性を評価した。
【手続補正１４】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００２０
【補正方法】変更
【補正内容】
【００２０】
【発明の効果】本発明に係る人工血管は上記のように構
成されているので、著しく抗血栓性に優れ、小口径の人
工血管としても十分に機能し得る人工血管が提供される
こととなった。表１及び表２は本発明に係る人口血管の
水酸アパタイトのコーティングの厚さを変えて実験した
実験例を示すものである。
成されているので、著しく抗血栓性に優れ、小口径の人
工血管としても十分に機能し得る人工血管が提供される
こととなった。表１及び表２は本発明に係る人口血管の
水酸アパタイトのコーティングの厚さを変えて実験した
実験例を示すものである。
【手続補正１５】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００２２
【補正方法】変更
【補正内容】
【００２２】
【表２】
Claims (5)
- 【請求項１】 高分子繊維材料からなる基材に、カルシ
ウム／リンの原子数の比が１．７〜２．５、好ましくは
１．８〜２．２である水酸アパタイトを、１〜１５μ
ｍ、好ましくは３〜１０μｍの厚さにコーティングして
構成されていることを特徴とする人工血管。 - 【請求項２】 上記水酸アパタイトのカルシウム／リン
の原子数の比が、１．１〜１．５、好ましくは１．３〜
１．４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】 上記水酸アパタイトのカルシウム／リン
の原子数の比が、１．７５〜２．５、好ましくは１．８
〜２．２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】 上記高分子繊維材料が、ポリエステル、
ポリアクリロニトリル、ポリウレタンであり、好ましく
はポリエステル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５】 上記水酸アパタイトのリン酸、あるいは
水酸基の一部が、炭酸基によって置換されていることを
特徴とする請求項１に記載の人工血管。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4127157A JPH05317408A (ja) | 1992-05-20 | 1992-05-20 | 人工血管 |
| PCT/US1993/004803 WO1993023090A1 (en) | 1992-05-20 | 1993-05-20 | Artificial blood vessel |
| AU42529/93A AU4252993A (en) | 1992-05-20 | 1993-05-20 | Artificial blood vessel |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4127157A JPH05317408A (ja) | 1992-05-20 | 1992-05-20 | 人工血管 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05317408A true JPH05317408A (ja) | 1993-12-03 |
Family
ID=14953052
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4127157A Withdrawn JPH05317408A (ja) | 1992-05-20 | 1992-05-20 | 人工血管 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH05317408A (ja) |
| AU (1) | AU4252993A (ja) |
| WO (1) | WO1993023090A1 (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008543376A (ja) * | 2005-06-08 | 2008-12-04 | シー・アール・バード・インコーポレーテッド | 無機生体適合性カルシウム塩を有するグラフト及びステント |
| US9155491B2 (en) | 2005-11-09 | 2015-10-13 | C.R. Bard, Inc. | Grafts and stent grafts having a radiopaque marker |
| US9198749B2 (en) | 2006-10-12 | 2015-12-01 | C. R. Bard, Inc. | Vascular grafts with multiple channels and methods for making |
| US9572654B2 (en) | 2004-08-31 | 2017-02-21 | C.R. Bard, Inc. | Self-sealing PTFE graft with kink resistance |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB9814620D0 (en) * | 1998-07-06 | 1998-09-02 | Karobio Ab | Vasculoprotector |
| ES2625807T3 (es) | 2005-06-17 | 2017-07-20 | C.R. Bard, Inc. | Injerto vascular con resistencia al retorcimiento tras la sujeción |
| CN107661538A (zh) * | 2017-11-09 | 2018-02-06 | 四川大学 | 具有仿生表层结构的医用生物材料及制备方法 |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0629126B2 (ja) * | 1989-03-29 | 1994-04-20 | 京都大学長 | 生体活性水酸アパタイト膜のコーティング法 |
| JP2830262B2 (ja) * | 1990-01-08 | 1998-12-02 | 住友化学工業株式会社 | ハイドロキシアパタイト皮膜の形成方法 |
| JPH05103827A (ja) * | 1991-10-15 | 1993-04-27 | Nippon Sherwood Kk | 生体活性アパタイト膜をコーテイングした生体インプラント部材 |
-
1992
- 1992-05-20 JP JP4127157A patent/JPH05317408A/ja not_active Withdrawn
-
1993
- 1993-05-20 WO PCT/US1993/004803 patent/WO1993023090A1/en active Application Filing
- 1993-05-20 AU AU42529/93A patent/AU4252993A/en not_active Abandoned
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US9572654B2 (en) | 2004-08-31 | 2017-02-21 | C.R. Bard, Inc. | Self-sealing PTFE graft with kink resistance |
| US10582997B2 (en) | 2004-08-31 | 2020-03-10 | C. R. Bard, Inc. | Self-sealing PTFE graft with kink resistance |
| JP2008543376A (ja) * | 2005-06-08 | 2008-12-04 | シー・アール・バード・インコーポレーテッド | 無機生体適合性カルシウム塩を有するグラフト及びステント |
| US9155491B2 (en) | 2005-11-09 | 2015-10-13 | C.R. Bard, Inc. | Grafts and stent grafts having a radiopaque marker |
| US9198749B2 (en) | 2006-10-12 | 2015-12-01 | C. R. Bard, Inc. | Vascular grafts with multiple channels and methods for making |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| WO1993023090A1 (en) | 1993-11-25 |
| AU4252993A (en) | 1993-12-13 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Xue et al. | Surface modification techniques of titanium and its alloys to functionally optimize their biomedical properties: thematic review | |
| Neacşu et al. | Inorganic micro-and nanostructured implants for tissue engineering | |
| Yang et al. | A review on calcium phosphate coatings produced using a sputtering process—an alternative to plasma spraying | |
| JP2858126B2 (ja) | 生体インプラント材とその製法 | |
| Meng et al. | KR-12 coating of polyetheretherketone (PEEK) surface via polydopamine improves osteointegration and antibacterial activity in vivo | |
| Kaneko et al. | In vivo evaluation of bone-bonding of titanium metal chemically treated with a hydrogen peroxide solution containing tantalum chloride | |
| WO2008029612A1 (fr) | Bio-implant | |
| JP2010246926A (ja) | 骨に付着させる方法及び装置 | |
| EP1835946A1 (en) | Surface treated shape memory materials and methods for making same | |
| NO310060B1 (no) | Materiale for ben-erstatning og fremstilling derav | |
| Kamitakahara et al. | Coating of bone-like apatite for development of bioactive materials for bone reconstruction | |
| JP2017127744A (ja) | 生体インプラント | |
| Gültan et al. | NaOH-etched/boron-doped nanohydroxyapatite-coated PEEK implants enhance the proliferation and differentiation of osteogenic cells | |
| Wang et al. | Biofunctional magnesium coating of implant materials by physical vapour deposition | |
| JPH05317408A (ja) | 人工血管 | |
| Gan et al. | Plasma surface modification of metallic biomaterials | |
| Katouno et al. | Evaluation of the enhancement of osteogenesis by Zn-releasing diamond-like carbon film | |
| Miyazaki et al. | Enhancement of bonding strength by graded structure at interface between apatite layer and bioactive tantalum metal | |
| Shtansky et al. | Multifunctional bioactive nanostructured films | |
| Takechi et al. | In vitro investigation of the cell compatibility and antibacterial properties of titanium treated with calcium and ozone | |
| García et al. | Advanced surface treatments for improving the biocompatibility of prosthesis and medical implants | |
| Schmitz | Functional coatings by physical vapor deposition (PVD) for biomedical applications | |
| Valanezahad et al. | Hydrothermal calcium modification of 316L stainless steel and its apatite forming ability in simulated body fluid | |
| Wang | Composite coatings for implants and tissue engineering scaffolds | |
| JPH06285151A (ja) | 非晶質リン酸カルシウムをコートした医療用具 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A300 | Withdrawal of application because of no request for examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A300 Effective date: 19990803 |