JPH05337143A - 人工血管 - Google Patents
人工血管Info
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- JPH05337143A JPH05337143A JP15330192A JP15330192A JPH05337143A JP H05337143 A JPH05337143 A JP H05337143A JP 15330192 A JP15330192 A JP 15330192A JP 15330192 A JP15330192 A JP 15330192A JP H05337143 A JPH05337143 A JP H05337143A
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- artificial blood
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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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- 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
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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
- A61L27/14—Macromolecular materials
- A61L27/26—Mixtures of macromolecular compounds
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- C—CHEMISTRY; METALLURGY
- C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
- C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
- C08L67/00—Compositions of polyesters obtained by reactions forming a carboxylic ester link in the main chain; Compositions of derivatives of such polymers
- C08L67/02—Polyesters derived from dicarboxylic acids and dihydroxy compounds
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 生体血管に類似した弾性を保持したまま、外
圧によるつぶれや、折れがなく、かつ吻合時の針通の際
の操作を容易にすることのできる人工血管を提供する。 【構成】 人工血管本体および該人工血管本体の補強部
が共に弾性材料よりなる人工血管である。 【効果】 耐つぶれ性、耐キンク性、コンプライアンス
および操作性の優れた人工血管とすることができる。
圧によるつぶれや、折れがなく、かつ吻合時の針通の際
の操作を容易にすることのできる人工血管を提供する。 【構成】 人工血管本体および該人工血管本体の補強部
が共に弾性材料よりなる人工血管である。 【効果】 耐つぶれ性、耐キンク性、コンプライアンス
および操作性の優れた人工血管とすることができる。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、新規な人工血管に関す
るものである。詳しく述べると本発明は、特に、弾性を
保持し、かつ耐つぶれ性および耐挫滅（キンク）性を有
してなる人工血管に関するものである。
るものである。詳しく述べると本発明は、特に、弾性を
保持し、かつ耐つぶれ性および耐挫滅（キンク）性を有
してなる人工血管に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】現在、人工血管として米国ゴア社製の延
伸ポリテトラフルオロエチレンからなるゴアテックス(G
ore Tex)や、シーアールバード(C.R.Bard)社製のポリエ
ステルからなるソバージ(Sauvage) などが臨床に用いら
れている。
伸ポリテトラフルオロエチレンからなるゴアテックス(G
ore Tex)や、シーアールバード(C.R.Bard)社製のポリエ
ステルからなるソバージ(Sauvage) などが臨床に用いら
れている。
【０００３】しかし、これらの人工血管は弾性に乏しく
硬いため生体血管と縫合しにくい等の欠点を有し、コン
プライアンスが生体血管と大きく異なるため内径６ｍｍ
以下の小口径の人工血管では体内に埋込んだ後に吻合部
肥厚などの原因となることが報告されている（Ｔｒａｎ
ｓ．Ａｍ．Ｓｏｃ．Ａｒｔｉｆ．Ｉｎｔｅｒｎ．Ｏｒｇ
ａｎｓ．３５：５５６−（１９８９））。
硬いため生体血管と縫合しにくい等の欠点を有し、コン
プライアンスが生体血管と大きく異なるため内径６ｍｍ
以下の小口径の人工血管では体内に埋込んだ後に吻合部
肥厚などの原因となることが報告されている（Ｔｒａｎ
ｓ．Ａｍ．Ｓｏｃ．Ａｒｔｉｆ．Ｉｎｔｅｒｎ．Ｏｒｇ
ａｎｓ．３５：５５６−（１９８９））。
【０００４】また、ポリエステル製などの弾性に乏しい
人工血管では、該人工血管がひしゃげるようなキンキン
グを生じる欠点を有しており、これに対して屈曲および
押圧への耐性付与を目的として、蛇腹加工（クリンプ付
与）がおこなわれている。しかしながら、こうした蛇腹
加工では、抗血栓性の発現に必要な人工血管内面（血流
面）の滑らかさおよび平坦さを犠牲にしなければならな
い等の問題を有している。
人工血管では、該人工血管がひしゃげるようなキンキン
グを生じる欠点を有しており、これに対して屈曲および
押圧への耐性付与を目的として、蛇腹加工（クリンプ付
与）がおこなわれている。しかしながら、こうした蛇腹
加工では、抗血栓性の発現に必要な人工血管内面（血流
面）の滑らかさおよび平坦さを犠牲にしなければならな
い等の問題を有している。
【０００５】こうした問題を解決する方法として、上記
ポリエステル製のソバージにおいては、人工血管に蛇腹
加工（クリンプ付与）を行うことなく、該人工血管の外
周部をポリプロピレン製のフィラメントで補強したもの
もあり、これにより屈曲および押圧への耐性および抗血
栓性は向上する。しかしながら、補強材が弾性に欠ける
ため、コンプライアンスの低下など、物性面での欠点を
生じるほか、縫合の際に針通性の困難な該フィラメント
部分を避けて縫合しなければならない等の操作上の欠点
を有しているものである。
ポリエステル製のソバージにおいては、人工血管に蛇腹
加工（クリンプ付与）を行うことなく、該人工血管の外
周部をポリプロピレン製のフィラメントで補強したもの
もあり、これにより屈曲および押圧への耐性および抗血
栓性は向上する。しかしながら、補強材が弾性に欠ける
ため、コンプライアンスの低下など、物性面での欠点を
生じるほか、縫合の際に針通性の困難な該フィラメント
部分を避けて縫合しなければならない等の操作上の欠点
を有しているものである。
【０００６】このように、生体血管の弾性に近似した材
料よりなる人工血管が望まれているにも拘らず、人工血
管にこうした弾性を持たせようとすると、外圧によるつ
ぶれや、折れの問題が生じ、他方、硬い補強材を使った
場合、ソバージ等に見られるように物性面や操作性に問
題が生じるなど、今日なお、十分な生体血管の弾性に近
似する人工血管は得られていないのが現状である。
料よりなる人工血管が望まれているにも拘らず、人工血
管にこうした弾性を持たせようとすると、外圧によるつ
ぶれや、折れの問題が生じ、他方、硬い補強材を使った
場合、ソバージ等に見られるように物性面や操作性に問
題が生じるなど、今日なお、十分な生体血管の弾性に近
似する人工血管は得られていないのが現状である。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】従って、本発明は新規
な人工血管を提供することを目的とするものである。
な人工血管を提供することを目的とするものである。
【０００８】本発明はまた、生体血管に類似した弾性を
保持したまま、外圧によるつぶれや、折れがなく抗血栓
性を有し、かつ吻合時の針通の際の操作を容易にするこ
とのできる人工血管を提供することを目的とするもので
ある。
保持したまま、外圧によるつぶれや、折れがなく抗血栓
性を有し、かつ吻合時の針通の際の操作を容易にするこ
とのできる人工血管を提供することを目的とするもので
ある。
【０００９】
【課題を解決しようとするための手段】本発明者らは、
生体血管に類似した人工血管に関して鋭意検討した結
果、人工血管本体および該人工血管本体の螺旋状補強部
に、共に生体血管に近似した弾性を付与することにより
上記諸目的が達成されることを知り、この知見に基づい
て本発明を完成するに至った。
生体血管に類似した人工血管に関して鋭意検討した結
果、人工血管本体および該人工血管本体の螺旋状補強部
に、共に生体血管に近似した弾性を付与することにより
上記諸目的が達成されることを知り、この知見に基づい
て本発明を完成するに至った。
【００１０】すなわち、本発明の目的は、（１）人工血
管本体および該人工血管本体の螺旋状補強部が共に弾性
を有することを特徴とする人工血管により達成される。
管本体および該人工血管本体の螺旋状補強部が共に弾性
を有することを特徴とする人工血管により達成される。
【００１１】また本発明の目的は、（２）人工血管本体
の補強部の材質が、オレフィン系エラストマーである上
記（１）に記載の人工血管により達成される。
の補強部の材質が、オレフィン系エラストマーである上
記（１）に記載の人工血管により達成される。
【００１２】また本発明の目的は、（３）人工血管本体
が、弾性材料よりなる繊維により織、編、組処理のいず
れかまたはこれらの２つ以上を併用した構造を有する管
状に構成されてなる上記（１）に記載の人工血管により
達成される。
が、弾性材料よりなる繊維により織、編、組処理のいず
れかまたはこれらの２つ以上を併用した構造を有する管
状に構成されてなる上記（１）に記載の人工血管により
達成される。
【００１３】また本発明の目的は、（４）弾性材料より
なる繊維が、ポリエステル系弾性繊維あるいはポリエス
テル系弾性体およびポリエチレンテレフタレートからな
る複合繊維である上記（３）に記載の人工血管により達
成される。
なる繊維が、ポリエステル系弾性繊維あるいはポリエス
テル系弾性体およびポリエチレンテレフタレートからな
る複合繊維である上記（３）に記載の人工血管により達
成される。
【００１４】
【作用】以下、本発明の人工血管本体および人工血管本
体の補強部を実施態様に基づき順次詳細に説明する。
体の補強部を実施態様に基づき順次詳細に説明する。
【００１５】まずはじめに、本発明に用いられる人工血
管本体は、弾性材料を用いて構成されていればよく、該
弾性材料の物性特性により生体血管に類似した物性（柔
軟性、弾性）が得られ、血管移植にあたっても容易に縫
合でき、さらに従来の人工血管と生体血管とのコンプラ
イアンスミスマッチによりもたらされていた生体血管と
の吻合部の損傷も軽減でき、生体にとって馴染みやすい
物性を持った人工血管本体とすることができる。さら
に、この物性特性により通常のポリエステル繊維などに
よる布製の人工血管に必要とされるクリンプ加工を行う
必要がなく、血液の流れる内腔面を滑らかで平坦にで
き、さらに血液の流れが均一に保持でき、抗血栓性も向
上できる。
管本体は、弾性材料を用いて構成されていればよく、該
弾性材料の物性特性により生体血管に類似した物性（柔
軟性、弾性）が得られ、血管移植にあたっても容易に縫
合でき、さらに従来の人工血管と生体血管とのコンプラ
イアンスミスマッチによりもたらされていた生体血管と
の吻合部の損傷も軽減でき、生体にとって馴染みやすい
物性を持った人工血管本体とすることができる。さら
に、この物性特性により通常のポリエステル繊維などに
よる布製の人工血管に必要とされるクリンプ加工を行う
必要がなく、血液の流れる内腔面を滑らかで平坦にで
き、さらに血液の流れが均一に保持でき、抗血栓性も向
上できる。
【００１６】まず、本発明の人工血管本体に用いられる
弾性材料の材質は、特に限定されるものでなく、例え
ば、エチレン−プロピレン共重合体、ポリウレタン、ニ
トリルゴム、塩素化ポリイソプレン、アクリルゴム、ブ
チルゴムまたはハロゲン化ブチルゴム等のゴム材、エチ
レン酢酸ビニル系エラストマー、ブタジエン系エラスト
マー、アミド系エラストマー、エステル系エラストマ
ー、ウレタン系エラストマー、α−オレフィン系エラス
トマーまたはスチレン系エラストマー等のゴム弾性体等
が挙げられる。
弾性材料の材質は、特に限定されるものでなく、例え
ば、エチレン−プロピレン共重合体、ポリウレタン、ニ
トリルゴム、塩素化ポリイソプレン、アクリルゴム、ブ
チルゴムまたはハロゲン化ブチルゴム等のゴム材、エチ
レン酢酸ビニル系エラストマー、ブタジエン系エラスト
マー、アミド系エラストマー、エステル系エラストマ
ー、ウレタン系エラストマー、α−オレフィン系エラス
トマーまたはスチレン系エラストマー等のゴム弾性体等
が挙げられる。
【００１７】こうした弾性材料は、人工血管本体の形成
に適当な素材形状として、例えば、モノフィラメント繊
維または複合繊維等の繊維素材に形成加工されてなるも
のがある。なお、ここで、複合繊維とは、性質の異なる
２種類以上のポリマーをそれぞれの吐出量を独立的に制
御しながら同一の口金で複合し、同時に紡糸した繊維で
あり、コンジュゲートファイバーともいう。
に適当な素材形状として、例えば、モノフィラメント繊
維または複合繊維等の繊維素材に形成加工されてなるも
のがある。なお、ここで、複合繊維とは、性質の異なる
２種類以上のポリマーをそれぞれの吐出量を独立的に制
御しながら同一の口金で複合し、同時に紡糸した繊維で
あり、コンジュゲートファイバーともいう。
【００１８】該繊維は、弾性回復性の改良を目的に繊維
化を行ったものが好ましく、必要に応じて繊維を形成後
に潜在捲縮性を付与させたものが人工血管本体の管状構
造の安定化のためにより好ましいものである。該弾性回
復性の改良を達成してなる本発明の繊維の弾性は、具体
的には伸長弾性回復率が９０％以下となるための伸長率
が２％以上、より望ましくは、５％以上である。
化を行ったものが好ましく、必要に応じて繊維を形成後
に潜在捲縮性を付与させたものが人工血管本体の管状構
造の安定化のためにより好ましいものである。該弾性回
復性の改良を達成してなる本発明の繊維の弾性は、具体
的には伸長弾性回復率が９０％以下となるための伸長率
が２％以上、より望ましくは、５％以上である。
【００１９】また、該繊維は嵩高処理が行われることが
望ましく、該崇高処理としては、例えば（１）加撚−熱
固定−解撚、（２）仮撚り法、（３）押込み法、（４）
擦過法、（５）空気噴射法、（６）賦形法などの方法が
挙げられる。
望ましく、該崇高処理としては、例えば（１）加撚−熱
固定−解撚、（２）仮撚り法、（３）押込み法、（４）
擦過法、（５）空気噴射法、（６）賦形法などの方法が
挙げられる。
【００２０】さらに、該繊維の太さは、通常１０〜１０
０デニール、好ましくは２０〜５０デニール、さらに好
ましくは約３０デニールである。該繊維の太さが１００
デニールを越える場合には、繊維の弾性が著しく失われ
るため好ましくない。逆に該繊維の太さが１０デニール
未満の場合には、高弾性を有する反面、強度的に不十分
となり好ましくない。
０デニール、好ましくは２０〜５０デニール、さらに好
ましくは約３０デニールである。該繊維の太さが１００
デニールを越える場合には、繊維の弾性が著しく失われ
るため好ましくない。逆に該繊維の太さが１０デニール
未満の場合には、高弾性を有する反面、強度的に不十分
となり好ましくない。
【００２１】こうした弾性材料としては、少なくとも１
成分が弾性材料よりなる複合繊維として形成加工された
ものが好ましいものである。
成分が弾性材料よりなる複合繊維として形成加工された
ものが好ましいものである。
【００２２】該複合繊維は、紡糸の際の各成分の複合の
しかたにより、種々の形態に加工できるものであり、例
えば、図１に示すような複合形態に紡糸加工できるもの
であるが、もちろん、ここに図示したものに何ら限られ
るものでない。図１（ａ）接合型：複合繊維１はポリエ
チレンテレフタレート２とポリステル系弾性体３との２
成分が張り合わされた状態で接合したもの。図１（ｂ）
芯鞘型：複合繊維１は１成分（ポリエチレンテレフタレ
ート２）を芯として他成分（ポリステル系弾性体３）が
これを取り囲んだもの。図１（ｃ）多芯鞘型：複合繊維
１は１成分（ポリエチレンテレフタレート２）を多数の
芯層として形成し、他成分（ポリステル系弾性体３）が
これらの芯成分の全部あるいは大多数を取り囲んだも
の。図１（ｄ）多層接合型：複合繊維１はポリエチレン
テレフタレート２とポリステル系弾性体３との２成分が
交互に接合された形式で多層を形成したもの。図１
（ｅ）軸方向複合型：複合繊維１はポリエチレンテレフ
タレート２とポリステル系弾性体３が繊維軸方向で交互
に積層配置された状態で接合したもの。
しかたにより、種々の形態に加工できるものであり、例
えば、図１に示すような複合形態に紡糸加工できるもの
であるが、もちろん、ここに図示したものに何ら限られ
るものでない。図１（ａ）接合型：複合繊維１はポリエ
チレンテレフタレート２とポリステル系弾性体３との２
成分が張り合わされた状態で接合したもの。図１（ｂ）
芯鞘型：複合繊維１は１成分（ポリエチレンテレフタレ
ート２）を芯として他成分（ポリステル系弾性体３）が
これを取り囲んだもの。図１（ｃ）多芯鞘型：複合繊維
１は１成分（ポリエチレンテレフタレート２）を多数の
芯層として形成し、他成分（ポリステル系弾性体３）が
これらの芯成分の全部あるいは大多数を取り囲んだも
の。図１（ｄ）多層接合型：複合繊維１はポリエチレン
テレフタレート２とポリステル系弾性体３との２成分が
交互に接合された形式で多層を形成したもの。図１
（ｅ）軸方向複合型：複合繊維１はポリエチレンテレフ
タレート２とポリステル系弾性体３が繊維軸方向で交互
に積層配置された状態で接合したもの。
【００２３】こうした複合状態として弾性、弾性回復性
の保持および捲縮発現には、図１（ａ）の接合型が特に
優れている。
の保持および捲縮発現には、図１（ａ）の接合型が特に
優れている。
【００２４】さらにより好ましい該繊維としては、生体
内における安定性に優れたポリエステル系繊維を含有し
てなるポリエチレンテレフタレートとポリエステル系弾
性体より構成されてなる複合繊維であり、その形態など
は、特に限定されず、上記図１に示すようなものを適当
に用いることができる。
内における安定性に優れたポリエステル系繊維を含有し
てなるポリエチレンテレフタレートとポリエステル系弾
性体より構成されてなる複合繊維であり、その形態など
は、特に限定されず、上記図１に示すようなものを適当
に用いることができる。
【００２５】ポリエステル系弾性体としては、ポリブチ
レンテレフタレート、ポリエステル−ポリエーテルブロ
ック共重合体、あるいはポリエステル−ポリエステル共
重合体などが挙げられる。さらにポリエステル−ポリエ
ーテルブロック共重合体系弾性体としては、ハードセグ
メントがポリエチレンテレフタレート、ポリエチレンテ
レフタレート／イソフタレート、ポリ（１，４−シクロ
ヘキサンジメチレンテレフタレート）などの芳香族ポリ
エステル、ソフトセグメントがポリエチレングリコール
などの脂肪族ポリエーテルよりなるものがあり、具体的
には例えばペルプレン−Ｐ−タイプ[Pelprene-P-type]
（東洋紡績社製）、Arnitel E,P （Akzo社製）などが挙
げられる。またポリエステル−ポリエステル共重合体系
弾性体としては、ハードセグメントがポリエチレンテレ
フタレート、ポリエチレンテレフタレート／イソフタレ
ート、ポリ（１，４−シクロヘキサンジメチレンテレフ
タレート）などの芳香族ポリエステル、ソフトセグメン
トがエチレンセバケートなどの脂肪族ポリエステルから
なるものがあり、具体的には例えばペルプレン−Ｐ−タ
イプ[Pelprene-P-type] （東洋紡績社製）などが挙げら
れる。
レンテレフタレート、ポリエステル−ポリエーテルブロ
ック共重合体、あるいはポリエステル−ポリエステル共
重合体などが挙げられる。さらにポリエステル−ポリエ
ーテルブロック共重合体系弾性体としては、ハードセグ
メントがポリエチレンテレフタレート、ポリエチレンテ
レフタレート／イソフタレート、ポリ（１，４−シクロ
ヘキサンジメチレンテレフタレート）などの芳香族ポリ
エステル、ソフトセグメントがポリエチレングリコール
などの脂肪族ポリエーテルよりなるものがあり、具体的
には例えばペルプレン−Ｐ−タイプ[Pelprene-P-type]
（東洋紡績社製）、Arnitel E,P （Akzo社製）などが挙
げられる。またポリエステル−ポリエステル共重合体系
弾性体としては、ハードセグメントがポリエチレンテレ
フタレート、ポリエチレンテレフタレート／イソフタレ
ート、ポリ（１，４−シクロヘキサンジメチレンテレフ
タレート）などの芳香族ポリエステル、ソフトセグメン
トがエチレンセバケートなどの脂肪族ポリエステルから
なるものがあり、具体的には例えばペルプレン−Ｐ−タ
イプ[Pelprene-P-type] （東洋紡績社製）などが挙げら
れる。
【００２６】さらに、該ポリエチレンテレフタレートと
該ポリエステル系弾性体の複合比率は、任意に選定し得
るが、一般に２０：８０〜８０：２０、好ましくは４
０：６０〜６０：４０（重量比）の範囲がである。ポリ
エチレンテレフタレートの割合が多くなりすぎると、形
体安定性に優れるが、弾性力に欠けるようになる。また
両者のバランスが崩れると潜在捲縮性の発現を損なう恐
れがあり好ましくない。
該ポリエステル系弾性体の複合比率は、任意に選定し得
るが、一般に２０：８０〜８０：２０、好ましくは４
０：６０〜６０：４０（重量比）の範囲がである。ポリ
エチレンテレフタレートの割合が多くなりすぎると、形
体安定性に優れるが、弾性力に欠けるようになる。また
両者のバランスが崩れると潜在捲縮性の発現を損なう恐
れがあり好ましくない。
【００２７】次に、本発明の人工血管本体の構造として
は、例えば、上述の繊維を用いて織、編、組処理のいず
れかまたはこれらの２つ以上を併用する構造などが挙げ
られる。これら管状の布はくの構造としてより詳しく
は、例えば、たて編、よこ編、三軸編、袋織り、組紐な
どが例示できるが、特にこれらに何ら限定されるもので
はない。
は、例えば、上述の繊維を用いて織、編、組処理のいず
れかまたはこれらの２つ以上を併用する構造などが挙げ
られる。これら管状の布はくの構造としてより詳しく
は、例えば、たて編、よこ編、三軸編、袋織り、組紐な
どが例示できるが、特にこれらに何ら限定されるもので
はない。
【００２８】このようにして得られる本発明の人工血管
本体は、好ましくはその内部及び外部表面に微細な捲縮
形状が無数に形成されており、かつ生体血管に近似した
伸縮性を有しているものである。こうした微細な捲縮形
状は、たとえば、繊維を織、編または組処理に先立ちエ
アージェット交絡にて付与することができるものであ
る。その微細な捲縮形状が形成されてなる人工血管本体
の伸縮性としては、代表的には１５０ｍｍＨｇの内圧を
負荷したときの径方向の伸び率が２〜１５％、より好ま
しくは５〜１５％、軸方向の伸び率が２〜２０％、より
好ましくは５〜１５％であるという条件を満たすもので
ある。本発明の人工血管本体が、上記したような伸び率
を有するものであると、生体に移植された際、生体血管
の拍動に対する追従性が良好となるので、優れた抗血栓
性を発揮することができるため好ましいものである。
本体は、好ましくはその内部及び外部表面に微細な捲縮
形状が無数に形成されており、かつ生体血管に近似した
伸縮性を有しているものである。こうした微細な捲縮形
状は、たとえば、繊維を織、編または組処理に先立ちエ
アージェット交絡にて付与することができるものであ
る。その微細な捲縮形状が形成されてなる人工血管本体
の伸縮性としては、代表的には１５０ｍｍＨｇの内圧を
負荷したときの径方向の伸び率が２〜１５％、より好ま
しくは５〜１５％、軸方向の伸び率が２〜２０％、より
好ましくは５〜１５％であるという条件を満たすもので
ある。本発明の人工血管本体が、上記したような伸び率
を有するものであると、生体に移植された際、生体血管
の拍動に対する追従性が良好となるので、優れた抗血栓
性を発揮することができるため好ましいものである。
【００２９】また本発明の人工血管本体の管径は、使用
される部位、種類に応じて内径が３〜３０ｍｍ程度の幅
広い範囲において任意に設定することができる。特に本
発明の人工血管本体の場合、その開存性が極めて良好な
ものであるために、例えば管内径３〜６ｍｍ程度の小口
径のものであっても十分に対応できるものである。
される部位、種類に応じて内径が３〜３０ｍｍ程度の幅
広い範囲において任意に設定することができる。特に本
発明の人工血管本体の場合、その開存性が極めて良好な
ものであるために、例えば管内径３〜６ｍｍ程度の小口
径のものであっても十分に対応できるものである。
【００３０】続いて、本発明に用いられる弾性材料によ
り構成される人工血管本体の補強部に関して以下に詳述
するものであるが、該人工血管の補強部は、人工血管本
体の外周面に取り付けられる人工血管の補強材であっ
て、その形状等は特に限定されるものでなく適宜決定さ
れてなるものである。
り構成される人工血管本体の補強部に関して以下に詳述
するものであるが、該人工血管の補強部は、人工血管本
体の外周面に取り付けられる人工血管の補強材であっ
て、その形状等は特に限定されるものでなく適宜決定さ
れてなるものである。
【００３１】この弾性材料の引張弾性係数は、０．５〜
２０ｋｇｆ／ｍｍ2 の範囲が望ましく、特に１〜１０ｋ
ｇｆ／ｍｍ2 の範囲が望ましい。
２０ｋｇｆ／ｍｍ2 の範囲が望ましく、特に１〜１０ｋ
ｇｆ／ｍｍ2 の範囲が望ましい。
【００３２】補強用弾性材料としては、α−オレフィン
系エラストマー（エチレン・α−オレフィン共重合体、
プロピレン・α−オレフィン共重合体など）以外でも、
弾性を有し、かつ生体適合性を有した材料ならば、特に
材料を限定するものではない。例えば、ポリウレタン系
エラストマー、エチレン酢酸ビニル系エラストマー、ポ
リ塩化ビニル系エラストマー、ポリエステル系エラスト
マー、ポリオレフィン系エラストマー、ポリエーテル系
エラストマー、ポリアミド系エラストマー、塩素化ポリ
エチレン系エラストマー、ポリブタジエン系エラストマ
ー等もしくはそれらの共重合体を用いることができる。
系エラストマー（エチレン・α−オレフィン共重合体、
プロピレン・α−オレフィン共重合体など）以外でも、
弾性を有し、かつ生体適合性を有した材料ならば、特に
材料を限定するものではない。例えば、ポリウレタン系
エラストマー、エチレン酢酸ビニル系エラストマー、ポ
リ塩化ビニル系エラストマー、ポリエステル系エラスト
マー、ポリオレフィン系エラストマー、ポリエーテル系
エラストマー、ポリアミド系エラストマー、塩素化ポリ
エチレン系エラストマー、ポリブタジエン系エラストマ
ー等もしくはそれらの共重合体を用いることができる。
【００３３】しかしながら、本発明において用いられる
弾性材料は、もちろん上記に例示したものに何ら限定さ
れるものではない。
弾性材料は、もちろん上記に例示したものに何ら限定さ
れるものではない。
【００３４】次に、人工血管本体の補強部が人工血管本
体の外周面に取り付けられた際の形状は、螺旋形状が望
ましい。この場合、取り付ける人工血管本体に耐キンク
性を付与することができると共に、コンプライアンスの
低下が少なく、外圧変化および内圧変化に対する良好な
追従性を発揮できるものである。
体の外周面に取り付けられた際の形状は、螺旋形状が望
ましい。この場合、取り付ける人工血管本体に耐キンク
性を付与することができると共に、コンプライアンスの
低下が少なく、外圧変化および内圧変化に対する良好な
追従性を発揮できるものである。
【００３５】また人工血管本体の補強部の該線材料の軸
直角断面形状は、特に円形状に限らず、多角形状、楕円
形状、あるいは円形状に突起等の凹凸を設けたもの等を
用いることができ、特に限定されるものでないが、好ま
しくは、血管に対し刺激を与えなように、丸みを帯びて
いることが好ましい。
直角断面形状は、特に円形状に限らず、多角形状、楕円
形状、あるいは円形状に突起等の凹凸を設けたもの等を
用いることができ、特に限定されるものでないが、好ま
しくは、血管に対し刺激を与えなように、丸みを帯びて
いることが好ましい。
【００３６】さらに人工血管本体の補強部のフィラメン
ト等の線材料の外径（ここでは線材料の軸直角断面形状
が円形状のものを代表として記すが、他の形状のものも
ほぼ同様の大きさである）は、人工血管本体の材質、物
性、外径の大きさあるいはその使用部位（肘や膝などの
屈曲の著しい部位であるか否か）等により任意に選択さ
れるものであるが、通常、０．１〜２ｍｍ、好ましく
は、０．４〜１．５ｍｍ、より好ましくは、０．５〜
１．０ｍｍである。
ト等の線材料の外径（ここでは線材料の軸直角断面形状
が円形状のものを代表として記すが、他の形状のものも
ほぼ同様の大きさである）は、人工血管本体の材質、物
性、外径の大きさあるいはその使用部位（肘や膝などの
屈曲の著しい部位であるか否か）等により任意に選択さ
れるものであるが、通常、０．１〜２ｍｍ、好ましく
は、０．４〜１．５ｍｍ、より好ましくは、０．５〜
１．０ｍｍである。
【００３７】次に、人工血管本体の補強部の使用態様と
しては、人工血管本体の外周面の全体にわたり取り付け
られてなるものである。
しては、人工血管本体の外周面の全体にわたり取り付け
られてなるものである。
【００３８】螺旋形状の場合、補強範囲全体にわたり始
端から終端まで連続した１つの螺旋形状部材を取り付け
るものである。この場合の螺旋ピッチに付いても、特に
限定されるものでなく、通常、０．５〜１００ｍｍ、好
ましくは０．８〜５ｍｍであり、この範囲内であれば、
該ピッチは全てが同じピッチ間隔である必要はなく、必
要に応じて、肘や膝などの屈曲の著しい部位ほど狭くな
るように形成されていても良い。
端から終端まで連続した１つの螺旋形状部材を取り付け
るものである。この場合の螺旋ピッチに付いても、特に
限定されるものでなく、通常、０．５〜１００ｍｍ、好
ましくは０．８〜５ｍｍであり、この範囲内であれば、
該ピッチは全てが同じピッチ間隔である必要はなく、必
要に応じて、肘や膝などの屈曲の著しい部位ほど狭くな
るように形成されていても良い。
【００３９】次に、該補強部の形成および人工血管本体
の外周面への固着方法について説明する。
の外周面への固着方法について説明する。
【００４０】まず、１つの方法として、該補強部の形成
方法としては、例えば、金属棒を回転させながら、その
外周面に上記弾性材料を線状に吐出させまたは射出成形
等を用いて、螺旋状やリング状等に形成する方法等が挙
げられる。
方法としては、例えば、金属棒を回転させながら、その
外周面に上記弾性材料を線状に吐出させまたは射出成形
等を用いて、螺旋状やリング状等に形成する方法等が挙
げられる。
【００４１】続いて、こうして得られた補強部材料を人
工血管本体の外周面に接着、溶着等の方法により固着す
る。該固着方法としては、該補強部材料が、例えば、ポ
リオレフィン系熱可塑性エラストマーを使用した場合に
は、取り付けられる人工血管本体の外径より若干小さい
内径に形成したものを、強制的に人工血管本体の外径よ
り若干大きくなるまで拡径して、熱収縮性を有する補強
材とし、この補強材に人工血管本体を挿入した後、加熱
して補強材を収縮させて人工血管本体に嵌着させる方
法、補強材の人工血管本体と接触する部分あるいはその
一部分を溶融させ、人工血管本体に融着する方法、補強
材の形成に使用した材料を有機溶媒に溶解させた液また
は補強材および人工血管本体の形成材料の双方と接着性
を有する液体を人工血管本体に取り付けた補強材の上か
ら塗布あるいは噴霧して固着する方法等が挙げられる。
工血管本体の外周面に接着、溶着等の方法により固着す
る。該固着方法としては、該補強部材料が、例えば、ポ
リオレフィン系熱可塑性エラストマーを使用した場合に
は、取り付けられる人工血管本体の外径より若干小さい
内径に形成したものを、強制的に人工血管本体の外径よ
り若干大きくなるまで拡径して、熱収縮性を有する補強
材とし、この補強材に人工血管本体を挿入した後、加熱
して補強材を収縮させて人工血管本体に嵌着させる方
法、補強材の人工血管本体と接触する部分あるいはその
一部分を溶融させ、人工血管本体に融着する方法、補強
材の形成に使用した材料を有機溶媒に溶解させた液また
は補強材および人工血管本体の形成材料の双方と接着性
を有する液体を人工血管本体に取り付けた補強材の上か
ら塗布あるいは噴霧して固着する方法等が挙げられる。
【００４２】他の方法としては、弾性材料をまず直線状
の線材料に形成し、この線材料を人工血管本体に巻き付
けて、融着あるいは接着性液体などを用いることにより
固着する方法がある。
の線材料に形成し、この線材料を人工血管本体に巻き付
けて、融着あるいは接着性液体などを用いることにより
固着する方法がある。
【００４３】さらに他の方法としては、溶融状態の補強
部の形成材料を回転させた状態の人工血管本体の外表面
に直接かつ間欠的に吐出して、人工血管本体の外表面に
補強部の形成と固着を同時に行なう方法などが挙げられ
る。
部の形成材料を回転させた状態の人工血管本体の外表面
に直接かつ間欠的に吐出して、人工血管本体の外表面に
補強部の形成と固着を同時に行なう方法などが挙げられ
る。
【００４４】こうした固着方法では、該補強部の内周面
全体を人工血管本体の外周面に固着させるものだけでな
く、部分的に固着してなるものであっても良い。
全体を人工血管本体の外周面に固着させるものだけでな
く、部分的に固着してなるものであっても良い。
【００４５】また、本発明の人工血管は、滅菌処理後直
接体内に入れ、体内で細胞・組織が付着することにより
使用することも、あるいは、滅菌処理後にin vitroで、
宿主血管より予め無菌的に採取された宿主生体血管壁細
胞を播種し、その管壁の表面を機能的および構造的な面
から生体血管に模倣して再構築し、それを移植する方法
により使用することも可能であり、また必要に応じて使
用に先立ち、従来公知の各種表面処理、例えば抗血栓性
付与のためのヘパリン処理などをおこなうことが可能で
ある。
接体内に入れ、体内で細胞・組織が付着することにより
使用することも、あるいは、滅菌処理後にin vitroで、
宿主血管より予め無菌的に採取された宿主生体血管壁細
胞を播種し、その管壁の表面を機能的および構造的な面
から生体血管に模倣して再構築し、それを移植する方法
により使用することも可能であり、また必要に応じて使
用に先立ち、従来公知の各種表面処理、例えば抗血栓性
付与のためのヘパリン処理などをおこなうことが可能で
ある。
【００４６】
【実施例】以下、本発明を実施例によりさらに具体的に
説明するが、本発明は以下の実施例に何ら限定されるも
のではない。
説明するが、本発明は以下の実施例に何ら限定されるも
のではない。
【００４７】比較例１ 複合繊維の１成分としてポリエチレンテレフタレート、
もう一方の成分としてポリエステル系弾性体ポリブチレ
ンテレフタレートを用いて、それぞれ単独に押出機によ
り溶融した後、２９０℃に設定されたノズルブロックへ
流入させ、公知の背腹構造の接合型複合繊維用ノズルを
用い、直径０．５ｍｍ、２４ホールの口金からノズル当
たり２０ｇ／分で押し出し１０００ｍ／分で巻き取っ
た。
もう一方の成分としてポリエステル系弾性体ポリブチレ
ンテレフタレートを用いて、それぞれ単独に押出機によ
り溶融した後、２９０℃に設定されたノズルブロックへ
流入させ、公知の背腹構造の接合型複合繊維用ノズルを
用い、直径０．５ｍｍ、２４ホールの口金からノズル当
たり２０ｇ／分で押し出し１０００ｍ／分で巻き取っ
た。
【００４８】ポリエチレンテレフタレートとポリブチレ
ンテレフタレートとの複合比率は５０：５０（重量比）
であった。
ンテレフタレートとの複合比率は５０：５０（重量比）
であった。
【００４９】延伸は８０℃のホットプレート、及び１２
０℃のホットプレートの間で延伸倍率１．８倍でおこな
った。次に公知の技術に従い、２００℃、撚り回数２５
００Ｔ／Ｍで嵩高加工をおこなった。
０℃のホットプレートの間で延伸倍率１．８倍でおこな
った。次に公知の技術に従い、２００℃、撚り回数２５
００Ｔ／Ｍで嵩高加工をおこなった。
【００５０】得られた複合繊維糸を使用し、３０ゲージ
ダブルラッセル機により管状の布はくを作製した。組織
は逆ハーフ組織でおこなった。
ダブルラッセル機により管状の布はくを作製した。組織
は逆ハーフ組織でおこなった。
【００５１】次に、裏返した後、ソーダ灰２ｇ／リット
ル、トリポリリン酸ソーダ２ｇ／リットル、非イオン界
面活性剤２ｇ／リットルの浴中、９０℃で２０分間精練
処理をおこなった。この精練工程で不純物が除去される
とともに捲縮が発現した。
ル、トリポリリン酸ソーダ２ｇ／リットル、非イオン界
面活性剤２ｇ／リットルの浴中、９０℃で２０分間精練
処理をおこなった。この精練工程で不純物が除去される
とともに捲縮が発現した。
【００５２】得られた内径４ｍｍの人工血管本体の管内
に、外径４ｍｍのステンレス棒を通し、１８５℃で１０
分間ヒートセットした後、この血管のコンプライアン
ス、耐つぶれ性、耐キンク性を測定した。結果を表１に
示す。表１に見られるように、耐つぶれ性、耐キンク性
をほとんど有さないために、該人工血管本体だけを人工
血管として使用するのは困難であった。
に、外径４ｍｍのステンレス棒を通し、１８５℃で１０
分間ヒートセットした後、この血管のコンプライアン
ス、耐つぶれ性、耐キンク性を測定した。結果を表１に
示す。表１に見られるように、耐つぶれ性、耐キンク性
をほとんど有さないために、該人工血管本体だけを人工
血管として使用するのは困難であった。
【００５３】実施例１ 本実施例に用いた人工血管の概略図を図２に示す。
【００５４】図２に示すように、本実施例の人工血管１
１は比較例１で作製した人工血管本体１２の外周面上
に、人工血管本体の補強部１３としてオレフィン系エラ
ストマー（三井石油化学工業株式会社製 ＴＡＦＭＥＲ
Ａ２００９０）よりなる外径０．５ｍｍのフィラメン
トをピッチが１．５ｍｍとなるように、螺旋状に連続し
て該人工血管本体１２の全体にわたって巻いた後、外径
４ｍｍのステンレス棒（図示省略）を人工血管本体の管
内に通し、１８５℃で１０分間加熱することにより、該
フィラメントを人工血管本体１２に融着させて作製し
た。
１は比較例１で作製した人工血管本体１２の外周面上
に、人工血管本体の補強部１３としてオレフィン系エラ
ストマー（三井石油化学工業株式会社製 ＴＡＦＭＥＲ
Ａ２００９０）よりなる外径０．５ｍｍのフィラメン
トをピッチが１．５ｍｍとなるように、螺旋状に連続し
て該人工血管本体１２の全体にわたって巻いた後、外径
４ｍｍのステンレス棒（図示省略）を人工血管本体の管
内に通し、１８５℃で１０分間加熱することにより、該
フィラメントを人工血管本体１２に融着させて作製し
た。
【００５５】この血管において、比較例１と同様の物性
を測定した。その結果を表１に示す。比較例１に比べ耐
つぶれ性および耐キンク性は格段に向上し、使用上問題
のない値になった。コンプライアンスの極端な減少は認
められなかった。
を測定した。その結果を表１に示す。比較例１に比べ耐
つぶれ性および耐キンク性は格段に向上し、使用上問題
のない値になった。コンプライアンスの極端な減少は認
められなかった。
【００５６】次に、エチレンオキサイドガス滅菌を行っ
た後に、移植に先立ちイヌの血液を用いてブレクロッテ
ィングを行い、イヌ移植実験を実施し、生体拍動流によ
る脈人工血管部の連続的な径変化および血管吻合術にお
ける操作性について調べた。径変化の測定には超音波血
流測定装置（林電気株式会社製 ＱＦＭ−１１００）を
用いた。その結果を図３（Ａ）に示すが、生理状態に近
似した拍動波が得られていることが確認できた。また補
強部が柔らかいために、針通しのじゃまにならず、容易
に吻合が行なえ、手術時間の短縮および手術侵襲の軽減
が可能となった。
た後に、移植に先立ちイヌの血液を用いてブレクロッテ
ィングを行い、イヌ移植実験を実施し、生体拍動流によ
る脈人工血管部の連続的な径変化および血管吻合術にお
ける操作性について調べた。径変化の測定には超音波血
流測定装置（林電気株式会社製 ＱＦＭ−１１００）を
用いた。その結果を図３（Ａ）に示すが、生理状態に近
似した拍動波が得られていることが確認できた。また補
強部が柔らかいために、針通しのじゃまにならず、容易
に吻合が行なえ、手術時間の短縮および手術侵襲の軽減
が可能となった。
【００５７】比較例２ 人工血管本体の補強部としてオレフィン系エラストマー
の代わりにポリプロピレンフィラメントを用いた以外
は、実施例１と同様にして人工血管を作製した。
の代わりにポリプロピレンフィラメントを用いた以外
は、実施例１と同様にして人工血管を作製した。
【００５８】この血管において、比較例１と同様の物性
を測定した。その結果を表１に示す。耐つぶれ性は良好
で、耐キンク性も問題なかったが、実施例１と比較して
コンプライアンスが著しく減少した。
を測定した。その結果を表１に示す。耐つぶれ性は良好
で、耐キンク性も問題なかったが、実施例１と比較して
コンプライアンスが著しく減少した。
【００５９】
【表１】
【００６０】また、実施例１と同様にイヌ移植実験を実
施し、人工血管部の連続的な径変化および血管吻合術に
おける操作性について調べたところ、図３（Ｂ）に見ら
れるように最高血圧１１２ｍｍＨｇにおいても拍動波は
全く認められず、非生理的な挙動を示した。また、補強
部が硬いため、吻合操作が非常に困難であった。
施し、人工血管部の連続的な径変化および血管吻合術に
おける操作性について調べたところ、図３（Ｂ）に見ら
れるように最高血圧１１２ｍｍＨｇにおいても拍動波は
全く認められず、非生理的な挙動を示した。また、補強
部が硬いため、吻合操作が非常に困難であった。
【００６１】以上のことから、比較例２で用いた人工血
管（現在多く市販されているもの）では、ポリプロピレ
ンフィラメントによる補強を施こすことで、優れた耐つ
ぶれ性が得られるが、実施例１のような弾性材料により
補強した場合、つぶれた時でも復元性が得られ、極端に
高い耐つぶれ強度を必要としないことが分かった。
管（現在多く市販されているもの）では、ポリプロピレ
ンフィラメントによる補強を施こすことで、優れた耐つ
ぶれ性が得られるが、実施例１のような弾性材料により
補強した場合、つぶれた時でも復元性が得られ、極端に
高い耐つぶれ強度を必要としないことが分かった。
【００６２】また、拍動波を比較しても分かるように、
比較例２に見られるような、ポリプロピレン等の硬い素
材で補強した人工血管では、拍動波が認められず、人工
血管内部の血液の流れは非生理的になっていることが分
かる。これに対して実施例１のような弾性材料で補強す
ると、拍動波が得られ生理状態に近づけることができる
ことも分かった。
比較例２に見られるような、ポリプロピレン等の硬い素
材で補強した人工血管では、拍動波が認められず、人工
血管内部の血液の流れは非生理的になっていることが分
かる。これに対して実施例１のような弾性材料で補強す
ると、拍動波が得られ生理状態に近づけることができる
ことも分かった。
【００６３】さらに、実施例１の弾性材料よりなる補強
材は、柔らかい素材であるため、針通しが容易となり操
作性は格段に向上することも確認できた。
材は、柔らかい素材であるため、針通しが容易となり操
作性は格段に向上することも確認できた。
【００６４】
【発明の効果】以上、詳述したように、本発明の人工血
管本体およびその補強部を共に弾性材料により作製する
ことにより、耐つぶれ性、耐キンク性、コンプライアン
スおよび操作性の優れた人工血管とすることができる。
管本体およびその補強部を共に弾性材料により作製する
ことにより、耐つぶれ性、耐キンク性、コンプライアン
スおよび操作性の優れた人工血管とすることができる。
【００６５】さらに該人工血管本体およびその補強部
は、共に弾性を有しているために、生体血管に類似した
柔軟性および弾性を持っているので、血管移植にあたっ
ても容易に縫合でき、さらに従来の人工血管の剛性によ
りもたらされていた生体血管の損傷も軽減でき、生体に
とってなじみやすい物性を持った人工血管とすることが
できる。さらに、この物性特性により、通常の布製の人
工血管に必要とされるクリンプ加工を行なうことなく、
血液の流れる内腔面を滑らかにでき、抗血栓性の必要と
される小口径の人工血管本体が作製できる。
は、共に弾性を有しているために、生体血管に類似した
柔軟性および弾性を持っているので、血管移植にあたっ
ても容易に縫合でき、さらに従来の人工血管の剛性によ
りもたらされていた生体血管の損傷も軽減でき、生体に
とってなじみやすい物性を持った人工血管とすることが
できる。さらに、この物性特性により、通常の布製の人
工血管に必要とされるクリンプ加工を行なうことなく、
血液の流れる内腔面を滑らかにでき、抗血栓性の必要と
される小口径の人工血管本体が作製できる。
【図１】本発明の人工血管本体を構成する少なくとも１
成分が弾性材料よりなる複合繊維の断面概略図である。
成分が弾性材料よりなる複合繊維の断面概略図である。
【図２】本発明の実施例に用いた人工血管の一実施態様
を示す概略図である。
を示す概略図である。
【図３】本発明の実施例における人工血管部の連続的な
径変化および血液の流速を示すグラフである。
径変化および血液の流速を示すグラフである。
１…複合繊維 ２…ポリエチレンテレフタレート ３…ポリステル系弾性体 １１…人工血管 １２…人工血管本体 １３…人工血管本体の補強部
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 高橋 誠 神奈川県足柄上郡中井町井ノ口1500番地 テルモ株式会社内 (72)発明者 江崎 祐造 神奈川県足柄上郡中井町井ノ口1500番地 テルモ株式会社内
Claims (1)
- 【請求項１】 人工血管本体および該人工血管本体の螺
旋状補強部が共に弾性を有することを特徴とする人工血
管。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP15330192A JP3335668B2 (ja) | 1992-06-12 | 1992-06-12 | 人工血管 |
| DE1993622564 DE69322564T2 (de) | 1992-06-12 | 1993-06-14 | Künstliches Blutgefäss |
| EP19930401516 EP0587461B1 (en) | 1992-06-12 | 1993-06-14 | Artificial blood vessel |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP15330192A JP3335668B2 (ja) | 1992-06-12 | 1992-06-12 | 人工血管 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05337143A true JPH05337143A (ja) | 1993-12-21 |
| JP3335668B2 JP3335668B2 (ja) | 2002-10-21 |
Family
ID=15559489
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP15330192A Expired - Fee Related JP3335668B2 (ja) | 1992-06-12 | 1992-06-12 | 人工血管 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP0587461B1 (ja) |
| JP (1) | JP3335668B2 (ja) |
| DE (1) | DE69322564T2 (ja) |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2004087012A1 (ja) * | 2003-03-31 | 2004-10-14 | Teijin Limited | 支持基材とコラーゲンとの複合体、および支持基材と複合体の製造方法 |
| JP2013150909A (ja) * | 2007-01-18 | 2013-08-08 | Gunze Ltd | 心血管系組織培養用基材、移植用心血管系組織の製造方法、心血管系組織再生法及び移植用心血管系組織 |
| US9987119B2 (en) | 2014-08-12 | 2018-06-05 | Toray Industries, Inc. | Vascular prosthesis |
| US11213412B2 (en) | 2012-08-10 | 2022-01-04 | Abiomed, Inc. | Graft anchor devices, systems and methods |
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| US5641373A (en) * | 1995-04-17 | 1997-06-24 | Baxter International Inc. | Method of manufacturing a radially-enlargeable PTFE tape-reinforced vascular graft |
| US6863686B2 (en) | 1995-04-17 | 2005-03-08 | Donald Shannon | Radially expandable tape-reinforced vascular grafts |
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| CN100364489C (zh) * | 2003-02-21 | 2008-01-30 | 无锡莱福纶生物材料有限公司 | 抗折型机织人造血管及其制造方法 |
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