JPH0584292A - 人工血管とその製造方法 - Google Patents
人工血管とその製造方法Info
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- JPH0584292A JPH0584292A JP27729191A JP27729191A JPH0584292A JP H0584292 A JPH0584292 A JP H0584292A JP 27729191 A JP27729191 A JP 27729191A JP 27729191 A JP27729191 A JP 27729191A JP H0584292 A JPH0584292 A JP H0584292A
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 生体組織や毛細血管の侵入性に優れる長繊維
構造を有し、かつ、力学的特性にも優れた一体構造の延
伸ＰＴＦＥ製の人工血管を提供すること。 【構成】 繊維と該繊維によって互いに連結された結節
とからなる微細繊維状組織を有するポリテトラフルオロ
エチレン多孔質チューブからなり、繊維−結節構造が、
該チューブの内表面から外表面に至るまで繊維の長い部
分と繊維の短い部分の二つの部分から実質的に構成さ
れ、かつ、繊維の短い部分がチューブの周方向およびチ
ューブ内表面から外表面まで網目状に連続していること
を特徴とする人工血管、およびその製造方法。
構造を有し、かつ、力学的特性にも優れた一体構造の延
伸ＰＴＦＥ製の人工血管を提供すること。 【構成】 繊維と該繊維によって互いに連結された結節
とからなる微細繊維状組織を有するポリテトラフルオロ
エチレン多孔質チューブからなり、繊維−結節構造が、
該チューブの内表面から外表面に至るまで繊維の長い部
分と繊維の短い部分の二つの部分から実質的に構成さ
れ、かつ、繊維の短い部分がチューブの周方向およびチ
ューブ内表面から外表面まで網目状に連続していること
を特徴とする人工血管、およびその製造方法。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、生体組織適合性に優れ
たポリテトラフルオロエチレン製人工血管およびその製
造方法に関する。
たポリテトラフルオロエチレン製人工血管およびその製
造方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来、人工血管として、ポリエステル繊
維編物や織物、ポリテトラフルオロエチレン（以下、Ｐ
ＴＦＥと略記）チューブが用いられてきた。中でも、延
伸ＰＴＦＥチューブは、ＰＴＦＥ素材自体が抗血栓性に
優れ、また延伸によって得られる繊維−結節による多孔
質構造が生態組織適合性に優れているため、ポリエステ
ル繊維に比較して、より小口径の領域での人工血管とし
て実用化されてきた。しかしながら、延伸ＰＴＦＥチュ
ーブでも抗血栓性が必ずしも十分であるとはいえず、特
に内径６ｍｍ以下の人工血管では十分な開存率は得られ
ていない。
維編物や織物、ポリテトラフルオロエチレン（以下、Ｐ
ＴＦＥと略記）チューブが用いられてきた。中でも、延
伸ＰＴＦＥチューブは、ＰＴＦＥ素材自体が抗血栓性に
優れ、また延伸によって得られる繊維−結節による多孔
質構造が生態組織適合性に優れているため、ポリエステ
ル繊維に比較して、より小口径の領域での人工血管とし
て実用化されてきた。しかしながら、延伸ＰＴＦＥチュ
ーブでも抗血栓性が必ずしも十分であるとはいえず、特
に内径６ｍｍ以下の人工血管では十分な開存率は得られ
ていない。
【０００３】人工血管の抗血栓性を改善する方法とし
て、（１）材料自体の抗血栓性を向上させる方法、
（２）人工血管を移植後に、生体組織を誘導し、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、など
が検討されている。しかしながら、（１）の方法におい
ては、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が、移植後長期にわ
たって良好な抗血栓性を示す材料は得られていない。
（２）の方法においては、移植後の内膜形成を促進する
ために、血管外部からの生体組織や毛細血管の侵入を促
進する方法についての検討がなされているのが現状であ
る。
て、（１）材料自体の抗血栓性を向上させる方法、
（２）人工血管を移植後に、生体組織を誘導し、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、など
が検討されている。しかしながら、（１）の方法におい
ては、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が、移植後長期にわ
たって良好な抗血栓性を示す材料は得られていない。
（２）の方法においては、移植後の内膜形成を促進する
ために、血管外部からの生体組織や毛細血管の侵入を促
進する方法についての検討がなされているのが現状であ
る。
【０００４】従来より使用されてきた延伸ＰＴＦＥ製の
人工血管は、組織侵入性が悪く、移植後に内膜を形成さ
せることは不可能であった。これは、延伸ＰＴＦＥの多
孔質構造における孔径が生体組織や毛細血管の侵入に対
して十分に大きくなく、物理的に組織が十分に侵入でき
ないことが原因である。したがって、この問題を解決す
るためには、多孔質構造の孔径を、生体組織の侵入に対
して十分に大きくする必要がある。延伸ＰＴＦＥチュー
ブは、非常に細かい繊維とその繊維により互いに連結さ
れた結節から成る微細な繊維構造を有しているため、孔
径を大きくするためには、延伸率を大きくして繊維を長
くすれば良い。
人工血管は、組織侵入性が悪く、移植後に内膜を形成さ
せることは不可能であった。これは、延伸ＰＴＦＥの多
孔質構造における孔径が生体組織や毛細血管の侵入に対
して十分に大きくなく、物理的に組織が十分に侵入でき
ないことが原因である。したがって、この問題を解決す
るためには、多孔質構造の孔径を、生体組織の侵入に対
して十分に大きくする必要がある。延伸ＰＴＦＥチュー
ブは、非常に細かい繊維とその繊維により互いに連結さ
れた結節から成る微細な繊維構造を有しているため、孔
径を大きくするためには、延伸率を大きくして繊維を長
くすれば良い。
【０００５】しかしながら、延伸ＰＴＦＥチューブにお
いては、延伸によって生じた微細繊維が延伸方向に強く
配向しているため、チューブの管軸方向の引張強度は高
いがチューブ周方向の強度が低く、管軸方向に裂け易い
という欠点を有している。このため、延伸率を上げて繊
維を長くすると、チューブの力学的特性が著しく低下
し、特に、生体を縫合する際に縫合針や縫合糸がチュー
ブを引き裂いてしまったり、さらに長繊維化するとチュ
ーブが管腔構造を保持できなくなり、人工血管としての
使用に耐えられなくなる。
いては、延伸によって生じた微細繊維が延伸方向に強く
配向しているため、チューブの管軸方向の引張強度は高
いがチューブ周方向の強度が低く、管軸方向に裂け易い
という欠点を有している。このため、延伸率を上げて繊
維を長くすると、チューブの力学的特性が著しく低下
し、特に、生体を縫合する際に縫合針や縫合糸がチュー
ブを引き裂いてしまったり、さらに長繊維化するとチュ
ーブが管腔構造を保持できなくなり、人工血管としての
使用に耐えられなくなる。
【０００６】延伸ＰＴＦＥチューブを長繊維化した時の
力学的特性の低下を解決するための手段として、チュー
ブの壁厚を厚くしたり、チューブ外部をメッシュ等の補
強材で補強する方法などが考えられるが、前者の方法で
は、生体組織侵入性の低下をきたすという問題、後者の
方法では、補強材の剥離等の問題が生じる。
力学的特性の低下を解決するための手段として、チュー
ブの壁厚を厚くしたり、チューブ外部をメッシュ等の補
強材で補強する方法などが考えられるが、前者の方法で
は、生体組織侵入性の低下をきたすという問題、後者の
方法では、補強材の剥離等の問題が生じる。
【０００７】このため、従来の技術では、人工血管に用
いる延伸ＰＴＦＥチューブの繊維−結節構造における繊
維の長繊維化には限界があり、組織侵入性に優れ、しか
も実用的に十分な力学的特性を有する人工血管を製造す
ることは不可能であった。
いる延伸ＰＴＦＥチューブの繊維−結節構造における繊
維の長繊維化には限界があり、組織侵入性に優れ、しか
も実用的に十分な力学的特性を有する人工血管を製造す
ることは不可能であった。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、生体
組織や毛細血管の侵入性に優れる長繊維構造を有し、か
つ、力学的特性にも優れた一体構造の延伸ＰＴＦＥ製の
人工血管を提供することにある。
組織や毛細血管の侵入性に優れる長繊維構造を有し、か
つ、力学的特性にも優れた一体構造の延伸ＰＴＦＥ製の
人工血管を提供することにある。
【０００９】本発明者は、前記従来技術の有する問題点
を克服するために鋭意研究した結果、延伸ＰＴＦＥ多孔
質チューブの内表面と外表面の両面を燒結温度の３２７
℃以上の温度で加熱し、その際、外表面を内表面より５
０℃から３００℃までの範囲の高い温度で加熱して、多
孔質チューブの内面と外面間に連続的に温度勾配を与え
ることにより、繊維−結節構造が、該チューブの内表面
から外表面に至るまで繊維の長い部分と繊維の短い部分
の二つの部分から実質的に構成され、かつ、繊維の短い
部分がチューブの周方向およびチューブ内表面から外表
面まで網目状に連続しているＰＴＦＥ多孔質チューブの
得られることを見出した。
を克服するために鋭意研究した結果、延伸ＰＴＦＥ多孔
質チューブの内表面と外表面の両面を燒結温度の３２７
℃以上の温度で加熱し、その際、外表面を内表面より５
０℃から３００℃までの範囲の高い温度で加熱して、多
孔質チューブの内面と外面間に連続的に温度勾配を与え
ることにより、繊維−結節構造が、該チューブの内表面
から外表面に至るまで繊維の長い部分と繊維の短い部分
の二つの部分から実質的に構成され、かつ、繊維の短い
部分がチューブの周方向およびチューブ内表面から外表
面まで網目状に連続しているＰＴＦＥ多孔質チューブの
得られることを見出した。
【００１０】このＰＴＦＥ多孔質チューブは、繊維−結
節構造における長繊維部分が生体組織成分や毛細血管が
人工血管外部からの侵入するために十分な繊維長を有
し、短繊維部分はチューブの周方向とチューブ管壁の厚
み方向に網目状に連続した構造をとることにより、強度
を維持する役割を果たす。したがって、生体組織や毛細
血管侵入性に優れ、しかも力学的特性にも優れた一体構
造の延伸ＰＴＦＥ製の人工血管が得られる。本発明は、
これらの知見に基づいて完成するに至ったものである。
節構造における長繊維部分が生体組織成分や毛細血管が
人工血管外部からの侵入するために十分な繊維長を有
し、短繊維部分はチューブの周方向とチューブ管壁の厚
み方向に網目状に連続した構造をとることにより、強度
を維持する役割を果たす。したがって、生体組織や毛細
血管侵入性に優れ、しかも力学的特性にも優れた一体構
造の延伸ＰＴＦＥ製の人工血管が得られる。本発明は、
これらの知見に基づいて完成するに至ったものである。
【００１１】
【課題を解決するための手段】かくして、本発明によれ
ば、繊維と該繊維によって互いに連結された結節とから
なる微細繊維状組織を有するポリテトラフルオロエチレ
ン多孔質チューブからなり、繊維−結節構造が、該チュ
ーブの内表面から外表面に至るまで繊維の長い部分と繊
維の短い部分の二つの部分から実質的に構成され、か
つ、繊維の短い部分がチューブの周方向およびチューブ
内表面から外表面まで網目状に連続していることを特徴
とする人工血管が提供される。
ば、繊維と該繊維によって互いに連結された結節とから
なる微細繊維状組織を有するポリテトラフルオロエチレ
ン多孔質チューブからなり、繊維−結節構造が、該チュ
ーブの内表面から外表面に至るまで繊維の長い部分と繊
維の短い部分の二つの部分から実質的に構成され、か
つ、繊維の短い部分がチューブの周方向およびチューブ
内表面から外表面まで網目状に連続していることを特徴
とする人工血管が提供される。
【００１２】また、本発明によれば、液状潤滑剤を含む
未燒結のポリテトラフルオロエチレン混和物を押出し成
形後に少なくとも一方向に延伸して得られる多孔質チュ
ーブの内表面と外表面の両面を燒結温度の３２７℃以上
の温度で加熱し、その際、外表面を内表面より５０℃か
ら３００℃までの範囲の高い温度で加熱して、多孔質チ
ューブの内面と外面間に連続的に温度勾配を与えること
を特徴とする人工血管の製造方法が提供される。
未燒結のポリテトラフルオロエチレン混和物を押出し成
形後に少なくとも一方向に延伸して得られる多孔質チュ
ーブの内表面と外表面の両面を燒結温度の３２７℃以上
の温度で加熱し、その際、外表面を内表面より５０℃か
ら３００℃までの範囲の高い温度で加熱して、多孔質チ
ューブの内面と外面間に連続的に温度勾配を与えること
を特徴とする人工血管の製造方法が提供される。
【００１３】以下、本発明について詳述する。本発明が
対象とする延伸ＰＴＦＥ人工血管は、基本的には特公昭
４２−１３５６０号に記載の方法により製造される。本
発明の製造方法では、まずＰＴＦＥ未燒結粉末に液状潤
滑剤を混和し、ラム式押出し機によってチューブ状に押
出す。このチューブから液状潤滑剤を除去し、あるいは
除去せずして、チューブを少なくとも管軸方向に延伸す
ると、繊維と該繊維によって互いに連結された結節とか
らなる微細繊維状組織を有するＰＴＦＥ多孔質チューブ
が得られる。このＰＴＦＥ多孔質チューブを、収縮しな
いように固定した状態で、３２７℃以上に加熱し、延伸
した状態を燒結すると、強度の向上した多孔質チューブ
が得られるが、本発明では、以下の操作を行なう点に特
徴を有する。
対象とする延伸ＰＴＦＥ人工血管は、基本的には特公昭
４２−１３５６０号に記載の方法により製造される。本
発明の製造方法では、まずＰＴＦＥ未燒結粉末に液状潤
滑剤を混和し、ラム式押出し機によってチューブ状に押
出す。このチューブから液状潤滑剤を除去し、あるいは
除去せずして、チューブを少なくとも管軸方向に延伸す
ると、繊維と該繊維によって互いに連結された結節とか
らなる微細繊維状組織を有するＰＴＦＥ多孔質チューブ
が得られる。このＰＴＦＥ多孔質チューブを、収縮しな
いように固定した状態で、３２７℃以上に加熱し、延伸
した状態を燒結すると、強度の向上した多孔質チューブ
が得られるが、本発明では、以下の操作を行なう点に特
徴を有する。
【００１４】すなわち、多孔質チューブ両端を収縮しな
いように固定し、チューブの表内面と外表面の両面を燒
結温度の３２７℃以上で加熱するが、その際、外表面を
内表面より５０℃から３００℃、好ましくは１００〜２
５０℃までの範囲の高い温度で加熱して、多孔質チュー
ブの内面と外面間に連続的に温度勾配を与える。その結
果、多孔質チューブの内表面から外表面に至るまで繊維
−結節構造の再配列が起こり、処理前よりもさらに延伸
されて長繊維化した部分と、処理前より短繊維化した部
分が得られる。
いように固定し、チューブの表内面と外表面の両面を燒
結温度の３２７℃以上で加熱するが、その際、外表面を
内表面より５０℃から３００℃、好ましくは１００〜２
５０℃までの範囲の高い温度で加熱して、多孔質チュー
ブの内面と外面間に連続的に温度勾配を与える。その結
果、多孔質チューブの内表面から外表面に至るまで繊維
−結節構造の再配列が起こり、処理前よりもさらに延伸
されて長繊維化した部分と、処理前より短繊維化した部
分が得られる。
【００１５】ＰＴＦＥ多孔質チューブの内外両面を３２
７℃以上に加熱し、かつ、両面に温度差を設ける方法と
しては、例えば、ステンレス鋼棒をチューブ内腔に挿入
し、該ステンレス鋼棒により内表面を加熱し、外表面に
は熱風を吹き付けることにより、両面を加熱するととも
に、内外面間に温度差を設けることができる。内表面温
度はＰＴＦＥが分解しないように５００℃以下に制御す
ることが望ましい。
７℃以上に加熱し、かつ、両面に温度差を設ける方法と
しては、例えば、ステンレス鋼棒をチューブ内腔に挿入
し、該ステンレス鋼棒により内表面を加熱し、外表面に
は熱風を吹き付けることにより、両面を加熱するととも
に、内外面間に温度差を設けることができる。内表面温
度はＰＴＦＥが分解しないように５００℃以下に制御す
ることが望ましい。
【００１６】加熱時間は、加熱温度にもよるが、通常、
１０〜２００秒程度である。また、ＰＴＦＥ多孔質チュ
ーブの両面を３２７℃以上の温度で加熱しない場合、あ
るいは温度差を５０〜３００℃の範囲内に制御しない場
合には、長繊維と短繊維からなる前記特定の繊維−結節
構造を形成することができない。
１０〜２００秒程度である。また、ＰＴＦＥ多孔質チュ
ーブの両面を３２７℃以上の温度で加熱しない場合、あ
るいは温度差を５０〜３００℃の範囲内に制御しない場
合には、長繊維と短繊維からなる前記特定の繊維−結節
構造を形成することができない。
【００１７】図１は、本発明のＰＴＦＥ多孔質チューブ
からなる人工血管の内表面における微細構造の略図であ
る。図２は、本発明のＰＴＦＥ多孔質チューブからなる
人工血管の延伸方向の断面の微細構造の略図である。こ
れらの略図は、いずれもＰＴＦＤＥ多孔質チューブの顕
微鏡写真による観察結果に基づいて作成したものであ
る。１は長繊維部分、２は短繊維部分、３は結節を示
し、繊維の長手方向が延伸方向を示す。
からなる人工血管の内表面における微細構造の略図であ
る。図２は、本発明のＰＴＦＥ多孔質チューブからなる
人工血管の延伸方向の断面の微細構造の略図である。こ
れらの略図は、いずれもＰＴＦＤＥ多孔質チューブの顕
微鏡写真による観察結果に基づいて作成したものであ
る。１は長繊維部分、２は短繊維部分、３は結節を示
し、繊維の長手方向が延伸方向を示す。
【００１８】ところで、特公昭５８−１６５６号には、
延伸方向と垂直方向の強度特性に優れたＰＴＦＥ多孔質
体を製造する方法が開示されている。該公報に記載の発
明においては、ＰＴＦＥ多孔質体の一部分、例えば、Ｐ
ＴＦＥ多孔質チューブの外側を加熱することにより、各
結節間を結ぶ繊維が切断され、いくつかの結節がより集
まって、加熱面は最終的には数十μｍから数ｍｍの孔径
を有する網状の凹凸構造が形成され、その結果、微細繊
維状組織の配向が一方向に強い部分と該方向と垂直方向
に強い部分を有するＰＴＦＥ多孔質チューブが得られる
というものである。
延伸方向と垂直方向の強度特性に優れたＰＴＦＥ多孔質
体を製造する方法が開示されている。該公報に記載の発
明においては、ＰＴＦＥ多孔質体の一部分、例えば、Ｐ
ＴＦＥ多孔質チューブの外側を加熱することにより、各
結節間を結ぶ繊維が切断され、いくつかの結節がより集
まって、加熱面は最終的には数十μｍから数ｍｍの孔径
を有する網状の凹凸構造が形成され、その結果、微細繊
維状組織の配向が一方向に強い部分と該方向と垂直方向
に強い部分を有するＰＴＦＥ多孔質チューブが得られる
というものである。
【００１９】しかしながら、該公報に記載の方法では、
延伸ＰＴＦＥ多孔質体の一部分を加熱するため、該多孔
質体の一方の表面は３２７℃以上に加熱されるが、他方
の表面は３２７℃未満であるため、本発明におけるよう
な、ＰＴＦＥ多孔質チューブの内表面から外表面に至る
までの繊維−結節構造の再配列が起きることはなく、し
かも、長繊維部と短繊維部に分かれ、短繊維部分がチュ
ーブの周方向および厚み方向に編目状に連続する構造は
得られない。
延伸ＰＴＦＥ多孔質体の一部分を加熱するため、該多孔
質体の一方の表面は３２７℃以上に加熱されるが、他方
の表面は３２７℃未満であるため、本発明におけるよう
な、ＰＴＦＥ多孔質チューブの内表面から外表面に至る
までの繊維−結節構造の再配列が起きることはなく、し
かも、長繊維部と短繊維部に分かれ、短繊維部分がチュ
ーブの周方向および厚み方向に編目状に連続する構造は
得られない。
【００２０】本発明による人工血管においては、長繊維
部分は孔径が大きく気孔率も高いため、細胞等の生体組
織成分や毛細血管が物理的に通過しやすく、移植後速や
かにかつ大量に生体組織が血管壁外部より侵入すること
ができる。こうして速やかにかつ大量に侵入した組織
は、長期にわたって安定な内膜を形成せしめることがで
きるため、本発明による人工血管では、移植後長期間に
わたって良好な開存特性を得ることができる。速やかに
生体組織を侵入せしめるためには、長繊維部分の平均繊
維長は６０μｍ以上であることが必要であるが、好まし
くは１００μｍ以上、より好ましくは１５０μｍ以上で
ある。
部分は孔径が大きく気孔率も高いため、細胞等の生体組
織成分や毛細血管が物理的に通過しやすく、移植後速や
かにかつ大量に生体組織が血管壁外部より侵入すること
ができる。こうして速やかにかつ大量に侵入した組織
は、長期にわたって安定な内膜を形成せしめることがで
きるため、本発明による人工血管では、移植後長期間に
わたって良好な開存特性を得ることができる。速やかに
生体組織を侵入せしめるためには、長繊維部分の平均繊
維長は６０μｍ以上であることが必要であるが、好まし
くは１００μｍ以上、より好ましくは１５０μｍ以上で
ある。
【００２１】短繊維で構成される部分は、結節の密度が
高いため強度特性に優れているが、さらに、短繊維部分
がチューブ周方向および管壁の内表面から外表面まで網
目状に連続した構造をとることによって、上述のような
長繊維構造の部分を有していても、チューブとしての構
造を維持し、かつ縫合時に必要な引裂強度や引張強度を
付与することができる。短繊維部分の繊維長は、２０μ
ｍ以下であることが好ましい。
高いため強度特性に優れているが、さらに、短繊維部分
がチューブ周方向および管壁の内表面から外表面まで網
目状に連続した構造をとることによって、上述のような
長繊維構造の部分を有していても、チューブとしての構
造を維持し、かつ縫合時に必要な引裂強度や引張強度を
付与することができる。短繊維部分の繊維長は、２０μ
ｍ以下であることが好ましい。
【００２２】以上のような長繊維・短繊維構造を有する
延伸ＰＴＦＥ多孔質チューブは、従来の延伸ＰＴＦＥ多
孔質チューブに比べて柔軟性に富んでおり、コンプライ
アンスは、市販の延伸ＰＴＦＥチューブより１桁高く、
より生体血管に近いコンプライアンスを有する。このた
め、従来の延伸ＰＴＦＥ人工血管で指摘されている吻合
部での内膜肥厚が起きにくく、長期にわたって安定した
内膜を維持することができる。
延伸ＰＴＦＥ多孔質チューブは、従来の延伸ＰＴＦＥ多
孔質チューブに比べて柔軟性に富んでおり、コンプライ
アンスは、市販の延伸ＰＴＦＥチューブより１桁高く、
より生体血管に近いコンプライアンスを有する。このた
め、従来の延伸ＰＴＦＥ人工血管で指摘されている吻合
部での内膜肥厚が起きにくく、長期にわたって安定した
内膜を維持することができる。
【００２３】以上記したように、網目状に連続する短繊
維部分によって力学特性を付与することにより、生体組
織や毛細血管侵入性に優れた長繊維構造を有し、しかも
柔軟で、長期にわたって良好な開存性を示し、かつ実用
化に必要な力学特性を有する人工血管を提供することが
できる。
維部分によって力学特性を付与することにより、生体組
織や毛細血管侵入性に優れた長繊維構造を有し、しかも
柔軟で、長期にわたって良好な開存性を示し、かつ実用
化に必要な力学特性を有する人工血管を提供することが
できる。
【００２４】
【実施例】以下に実施例および比較例を挙げて、本発明
についてさらに具体的に説明するが、本発明は、これら
の実施例のみに限定されるものではない。
についてさらに具体的に説明するが、本発明は、これら
の実施例のみに限定されるものではない。
【００２５】なお、物性の測定方法は以下の通りであ
る。 〈平均繊維長〉走査型電子顕微鏡で、結節間距離を測定
した平均値。 〈バブルポイント〉延伸ＰＴＦＥチューブをイソプロピ
ルアルコールに含浸し、管壁の孔内をイソプロピルアル
コールで充満した後、チューブの内側より徐々に空気圧
を負荷したときに、初めて気泡が出てくる時の圧力を測
定する。 〈漏水圧〉延伸ＰＴＦＥチューブの内側から徐々に水圧
を負荷したときに、初めて水が管壁から出てくる時の水
圧を測定する。 〈ポロシティ〉１２０ｍｍＨｇ圧力負荷時の水の透過量
（ｍｌ／ｍｉｎ．ｃｍ2） 〈周方向引張強度〉チューブを円周方向に切り開き、引
張速度１００ｍｍ／分で引張った時に破断する強さを断
面積で割ったもの。 〈引裂強度〉チューブ端より３ｍｍのところに０．２ｍ
ｍφの針金を通して引張った時に引裂きの起きる荷重。 〈力学的実用性の可否〉周方向引張強度と引裂強度から
判断した。 〈円周方向コンプライアンス〉チューブを円周方向に切
り開き、引張速度１００ｍｍ／分での引張弾性率（初期
勾配）の逆数。
る。 〈平均繊維長〉走査型電子顕微鏡で、結節間距離を測定
した平均値。 〈バブルポイント〉延伸ＰＴＦＥチューブをイソプロピ
ルアルコールに含浸し、管壁の孔内をイソプロピルアル
コールで充満した後、チューブの内側より徐々に空気圧
を負荷したときに、初めて気泡が出てくる時の圧力を測
定する。 〈漏水圧〉延伸ＰＴＦＥチューブの内側から徐々に水圧
を負荷したときに、初めて水が管壁から出てくる時の水
圧を測定する。 〈ポロシティ〉１２０ｍｍＨｇ圧力負荷時の水の透過量
（ｍｌ／ｍｉｎ．ｃｍ2） 〈周方向引張強度〉チューブを円周方向に切り開き、引
張速度１００ｍｍ／分で引張った時に破断する強さを断
面積で割ったもの。 〈引裂強度〉チューブ端より３ｍｍのところに０．２ｍ
ｍφの針金を通して引張った時に引裂きの起きる荷重。 〈力学的実用性の可否〉周方向引張強度と引裂強度から
判断した。 〈円周方向コンプライアンス〉チューブを円周方向に切
り開き、引張速度１００ｍｍ／分での引張弾性率（初期
勾配）の逆数。
【００２６】［実施例１］ＰＴＦＥ粉末（ダイキン工業
製、商品名ポリフロンＦ−１０４）１００重量部に対し
て、液状潤滑剤２７部を添加して混和し、加圧予備成形
後、ラム押出機で内径１．５ｍｍ、外径２．５ｍｍのチ
ューブ状に押出した。このチューブから液状潤滑剤を乾
燥除去した後、１０００％の延伸倍率で延伸し、このチ
ューブ全体を延伸した状態のまま３９０℃に加熱して燒
結した。この延伸チューブに、外径１．５ｍｍのステン
レス鋼棒を挿入し、外表面側を６５０℃、内表面側を４
５０℃にて３５秒間加熱した。
製、商品名ポリフロンＦ−１０４）１００重量部に対し
て、液状潤滑剤２７部を添加して混和し、加圧予備成形
後、ラム押出機で内径１．５ｍｍ、外径２．５ｍｍのチ
ューブ状に押出した。このチューブから液状潤滑剤を乾
燥除去した後、１０００％の延伸倍率で延伸し、このチ
ューブ全体を延伸した状態のまま３９０℃に加熱して燒
結した。この延伸チューブに、外径１．５ｍｍのステン
レス鋼棒を挿入し、外表面側を６５０℃、内表面側を４
５０℃にて３５秒間加熱した。
【００２７】得られたチューブの物性の測定結果を表１
に示す。このＰＴＦＥ多孔質チューブを人工血管とし
て、１０週令ラットの腹部大動脈に移植し、内皮細胞の
被覆率、毛細血管の形成状態を２週間後に調査した。そ
の結果、内皮細胞被覆率は５５％であり、管壁内は繊維
芽細胞等の生体組織成分により満たされていた。
に示す。このＰＴＦＥ多孔質チューブを人工血管とし
て、１０週令ラットの腹部大動脈に移植し、内皮細胞の
被覆率、毛細血管の形成状態を２週間後に調査した。そ
の結果、内皮細胞被覆率は５５％であり、管壁内は繊維
芽細胞等の生体組織成分により満たされていた。
【００２８】［実施例２］ＰＴＦＥ粉末（ポリフロンＦ
−１０４）１００重量部に対して、液状潤滑剤２７部を
添加して混和し、加圧予備成形後、ラム押出機で内径３
ｍｍ、外径４ｍｍのチューブ状に押出した。このチュー
ブから液状潤滑剤を乾燥除去した後、１０００％の延伸
倍率で延伸し、このチューブ全体を延伸した状態のまま
３９０℃に加熱して燒結した。この延伸チューブに、外
径３ｍｍのステンレス鋼棒を挿入し、外表面側を６８０
℃、内表面側を４６０℃にて７０秒間加熱した。得られ
たチューブの物性の測定結果を表１に示す。
−１０４）１００重量部に対して、液状潤滑剤２７部を
添加して混和し、加圧予備成形後、ラム押出機で内径３
ｍｍ、外径４ｍｍのチューブ状に押出した。このチュー
ブから液状潤滑剤を乾燥除去した後、１０００％の延伸
倍率で延伸し、このチューブ全体を延伸した状態のまま
３９０℃に加熱して燒結した。この延伸チューブに、外
径３ｍｍのステンレス鋼棒を挿入し、外表面側を６８０
℃、内表面側を４６０℃にて７０秒間加熱した。得られ
たチューブの物性の測定結果を表１に示す。
【００２９】［比較例１］ＰＴＦＥ粉末（ポリフロンＦ
−１０４）１００重量部に対して、液状潤滑剤２７部を
添加して混和し、加圧予備成形後、ラム押出機で内径
１．５ｍｍ、外径２．５ｍｍのチューブ状に押出した。
このチューブから液状潤滑剤を乾燥除去した後、１００
０％の延伸倍率で延伸した。このチューブ全体を延伸し
た状態のまま約３９０℃に加熱することにより燒結し
た。得られたチューブの物性の測定結果を表１に示す。
このチューブは、強度が低く、管腔構造を維持できない
上に、引裂強度が低いため、人工血管としてラットへの
移植は不可能であった。
−１０４）１００重量部に対して、液状潤滑剤２７部を
添加して混和し、加圧予備成形後、ラム押出機で内径
１．５ｍｍ、外径２．５ｍｍのチューブ状に押出した。
このチューブから液状潤滑剤を乾燥除去した後、１００
０％の延伸倍率で延伸した。このチューブ全体を延伸し
た状態のまま約３９０℃に加熱することにより燒結し
た。得られたチューブの物性の測定結果を表１に示す。
このチューブは、強度が低く、管腔構造を維持できない
上に、引裂強度が低いため、人工血管としてラットへの
移植は不可能であった。
【００３０】［比較例２］ＰＴＦＥ粉末（ポリフロンＦ
−１０４）１００重量部に対して、液状潤滑剤２７部を
添加して混和し、加圧予備成形後、ラム押出機で内径
１．５ｍｍ、外径２．５ｍｍのチューブ状に押出した。
このチューブから液状潤滑剤を乾燥除去した後、５００
％の延伸倍率で延伸した。このチューブ全体を延伸した
状態のまま約３９０℃に加熱することにより燒結した。
得られたチューブの物性の測定結果を表１に示す。
−１０４）１００重量部に対して、液状潤滑剤２７部を
添加して混和し、加圧予備成形後、ラム押出機で内径
１．５ｍｍ、外径２．５ｍｍのチューブ状に押出した。
このチューブから液状潤滑剤を乾燥除去した後、５００
％の延伸倍率で延伸した。このチューブ全体を延伸した
状態のまま約３９０℃に加熱することにより燒結した。
得られたチューブの物性の測定結果を表１に示す。
【００３１】このＰＴＦＥ多孔質チューブを人工血管と
して１０週令ラットの腹部大動脈に移植し、内皮細胞の
被覆率、毛細血管の形成状態を２週間後に調査した。そ
の結果、内皮細胞被覆率は８％と低く、また管壁内への
生体組織成分の侵入はほとんど認められなかった。
して１０週令ラットの腹部大動脈に移植し、内皮細胞の
被覆率、毛細血管の形成状態を２週間後に調査した。そ
の結果、内皮細胞被覆率は８％と低く、また管壁内への
生体組織成分の侵入はほとんど認められなかった。
【００３２】［比較例３］ＰＴＦＥ粉末（ポリフロンＦ
−１０４）１００重量部に対して、液状潤滑剤２７部を
添加して混和し、加圧予備成形後、ラム押出機で内径３
ｍｍ、外径４ｍｍのチューブ状に押出した。このチュー
ブから液状潤滑剤を乾燥除去した後、１０００％の延伸
倍率で延伸し、延伸状態で３９０℃に加熱して燒結し
た。この延伸チューブに、外径３ｍｍのステンレス鋼棒
を挿入し、外表面側を６００℃、内表面側を２８５℃に
て６５秒間加熱した。得られたチューブの物性の測定結
果を表１に示す。このチューブは、強度が低く、管腔構
造を維持できない上に、引裂強度が低いため、人工血管
としてラットへの移植は不可能であった。
−１０４）１００重量部に対して、液状潤滑剤２７部を
添加して混和し、加圧予備成形後、ラム押出機で内径３
ｍｍ、外径４ｍｍのチューブ状に押出した。このチュー
ブから液状潤滑剤を乾燥除去した後、１０００％の延伸
倍率で延伸し、延伸状態で３９０℃に加熱して燒結し
た。この延伸チューブに、外径３ｍｍのステンレス鋼棒
を挿入し、外表面側を６００℃、内表面側を２８５℃に
て６５秒間加熱した。得られたチューブの物性の測定結
果を表１に示す。このチューブは、強度が低く、管腔構
造を維持できない上に、引裂強度が低いため、人工血管
としてラットへの移植は不可能であった。
【００３３】
【表１】
【００３４】
【発明の効果】本発明のＰＴＦＥ多孔質チューブからな
る人工血管は、繊維−結節構造が長繊維部分と短繊維部
分とから構成され、長繊維部分は生体組織や毛細血管の
侵入性に優れるため長期にわたって安定な内膜を形成す
ることが可能であり、短繊維部分は結節部分の密度が高
いため強度特性に優れる。この短繊維部分がチューブの
周方向および管壁の内表面から外表面まで網目状に連続
した構造をとることによって、チューブとして必要な力
学特性である引裂強度や引張強度を付与する。そのた
め、人工血管が長繊維構造を有していても、チューブと
しての構造維持が可能であり、また、縫合の際に引裂等
のトラブルを起こすことがない。このように、本発明に
よる人工血管は、従来の技術では達成できなかった生体
組織侵入性、ひいては内膜の長期安定性と力学特性の双
方に優れた人工血管であり、特に従来いかなる材料を用
いても良好な開存特性が得られなかった内径３ｍｍ以下
の人工血管として優れた性能を示す。
る人工血管は、繊維−結節構造が長繊維部分と短繊維部
分とから構成され、長繊維部分は生体組織や毛細血管の
侵入性に優れるため長期にわたって安定な内膜を形成す
ることが可能であり、短繊維部分は結節部分の密度が高
いため強度特性に優れる。この短繊維部分がチューブの
周方向および管壁の内表面から外表面まで網目状に連続
した構造をとることによって、チューブとして必要な力
学特性である引裂強度や引張強度を付与する。そのた
め、人工血管が長繊維構造を有していても、チューブと
しての構造維持が可能であり、また、縫合の際に引裂等
のトラブルを起こすことがない。このように、本発明に
よる人工血管は、従来の技術では達成できなかった生体
組織侵入性、ひいては内膜の長期安定性と力学特性の双
方に優れた人工血管であり、特に従来いかなる材料を用
いても良好な開存特性が得られなかった内径３ｍｍ以下
の人工血管として優れた性能を示す。
【図１】本発明のチューブ状ＰＴＦＥ多孔質体の内面の
走査型電子顕微鏡写真に基づいて作成した模式図であ
る。
走査型電子顕微鏡写真に基づいて作成した模式図であ
る。
【図２】本発明のチューブ状ＰＴＦＥ多孔質体の延伸方
向の断面の走査型電子顕微鏡写真に基づいて作成した模
式図である。
向の断面の走査型電子顕微鏡写真に基づいて作成した模
式図である。
１ 繊維の長い部分 ２ 繊維の短い部分 ３ 結節
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ｃ０８Ｊ 9/00 ＣＥＷ Ａ 8927−4Ｆ // Ｂ２９Ｋ 27:18 Ｃ０８Ｌ 27:18
Claims (3)
- 【請求項１】 繊維と該繊維によって互いに連結された
結節とからなる微細繊維状組織を有するポリテトラフル
オロエチレン多孔質チューブからなり、繊維−結節構造
が、該チューブの内表面から外表面に至るまで繊維の長
い部分と繊維の短い部分の二つの部分から実質的に構成
され、かつ、繊維の短い部分がチューブの周方向および
チューブ内表面から外表面まで網目状に連続しているこ
とを特徴とする人工血管。 - 【請求項２】 繊維−結節構造における繊維の長い部分
の繊維の平均繊維長が６０μｍ以上で、繊維の短い部分
の繊維の平均繊維長が２０μｍ以下である請求項１記載
の人工血管。 - 【請求項３】 液状潤滑剤を含む未燒結のポリテトラフ
ルオロエチレン混和物を押出し成形後に少なくとも一方
向に延伸した後に、３２７℃以上の温度で加熱して得ら
れる多孔質チューブの内表面と外表面の両面を燒結温度
の３２７℃以上の温度でもう一度加熱し、その際、外表
面を内表面より５０℃から３００℃までの範囲の高い温
度で加熱して、多孔質チューブの内面と外面間に連続的
に温度勾配を与えることを特徴とする人工血管の製造方
法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP27729191A JP2814415B2 (ja) | 1991-09-27 | 1991-09-27 | 人工血管とその製造方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP27729191A JP2814415B2 (ja) | 1991-09-27 | 1991-09-27 | 人工血管とその製造方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0584292A true JPH0584292A (ja) | 1993-04-06 |
| JP2814415B2 JP2814415B2 (ja) | 1998-10-22 |
Family
ID=17581491
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP27729191A Expired - Fee Related JP2814415B2 (ja) | 1991-09-27 | 1991-09-27 | 人工血管とその製造方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2814415B2 (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2000072894A1 (fr) * | 1999-05-31 | 2000-12-07 | Sumitomo Electric Industries, Ltd. | Prothèse de vaisseau sanguin |
| WO2003093356A1 (fr) * | 2002-05-02 | 2003-11-13 | Sumitomo Electric Industries, Ltd. | Moulages en polytetrafluoroethylene etire et procede d'elaboration correspondants |
| US7806922B2 (en) | 2004-12-31 | 2010-10-05 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Sintered ring supported vascular graft |
| US7857843B2 (en) * | 2004-12-31 | 2010-12-28 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Differentially expanded vascular graft |
| KR20200084933A (ko) * | 2018-12-20 | 2020-07-14 | 성균관대학교산학협력단 | 세포 전기방사를 이용한 조직재생용 세포지지체의 제조방법 |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS62152470A (ja) * | 1985-12-24 | 1987-07-07 | 住友電気工業株式会社 | 管状臓器補綴材 |
| JPS62152467A (ja) * | 1985-12-26 | 1987-07-07 | 住友電気工業株式会社 | 管状臓器補綴材の製造方法 |
-
1991
- 1991-09-27 JP JP27729191A patent/JP2814415B2/ja not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS62152470A (ja) * | 1985-12-24 | 1987-07-07 | 住友電気工業株式会社 | 管状臓器補綴材 |
| JPS62152467A (ja) * | 1985-12-26 | 1987-07-07 | 住友電気工業株式会社 | 管状臓器補綴材の製造方法 |
Cited By (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2000072894A1 (fr) * | 1999-05-31 | 2000-12-07 | Sumitomo Electric Industries, Ltd. | Prothèse de vaisseau sanguin |
| US6689160B1 (en) | 1999-05-31 | 2004-02-10 | Sumitomo Electric Industries, Ltd. | Prosthesis for blood vessel |
| WO2003093356A1 (fr) * | 2002-05-02 | 2003-11-13 | Sumitomo Electric Industries, Ltd. | Moulages en polytetrafluoroethylene etire et procede d'elaboration correspondants |
| CN1303139C (zh) * | 2002-05-02 | 2007-03-07 | 住友电气工业株式会社 | 拉伸聚四氟乙烯成型体及其制造方法 |
| US7691299B2 (en) | 2002-05-02 | 2010-04-06 | Sumitomo Electric Industries, Ltd. | Process for production of expanded polytetrafluoroetylene products |
| US7806922B2 (en) | 2004-12-31 | 2010-10-05 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Sintered ring supported vascular graft |
| US7857843B2 (en) * | 2004-12-31 | 2010-12-28 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Differentially expanded vascular graft |
| KR20200084933A (ko) * | 2018-12-20 | 2020-07-14 | 성균관대학교산학협력단 | 세포 전기방사를 이용한 조직재생용 세포지지체의 제조방법 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2814415B2 (ja) | 1998-10-22 |
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