JPH1199163A - 血管補綴材 - Google Patents
血管補綴材Info
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- JPH1199163A JPH1199163A JP9263009A JP26300997A JPH1199163A JP H1199163 A JPH1199163 A JP H1199163A JP 9263009 A JP9263009 A JP 9263009A JP 26300997 A JP26300997 A JP 26300997A JP H1199163 A JPH1199163 A JP H1199163A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】プレクロッティングは不要であり、かつ細胞等
が侵入することにより生体組織と一体化し、さらに内層
材料が劣化して強度を失った場合の血管補綴材の破裂、
吻合部の離開などの危険を低減することができる血管補
綴材を提供する。 【解決手段】外層３との接触面４に向かって緻密化さ
れ、および／または接触面４付近に無孔状態の部分を有
する多孔質構造の内層２と、多孔質構造の外層３からな
る血管補綴材１。
が侵入することにより生体組織と一体化し、さらに内層
材料が劣化して強度を失った場合の血管補綴材の破裂、
吻合部の離開などの危険を低減することができる血管補
綴材を提供する。 【解決手段】外層３との接触面４に向かって緻密化さ
れ、および／または接触面４付近に無孔状態の部分を有
する多孔質構造の内層２と、多孔質構造の外層３からな
る血管補綴材１。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、血管の病変部を置
換またはバイパスするための血管補綴材に関する。
換またはバイパスするための血管補綴材に関する。
【０００２】
【従来の技術】閉塞性動脈硬化症、大動脈瘤、大動脈解
離などの血管疾患において、病変部を人工的な血管補綴
材を用いて置換またはバイパスする手術がしばしば行わ
れる。その際に用いる血管補綴材としては、移植後速や
かに生体組織と一体化し、生体組織の持つ抗血栓性や感
染抵抗性を獲得することが望ましいとの観点から、細胞
等の侵入しやすい多孔質構造のものが多用されている。
従来、これらの多孔質構造の血管補綴材を移植する場合
には、補綴材からの漏血を防ぐ目的でプレクロッティン
グ（補綴材をアルブミンや患者自身の血液によってあら
かじめ目詰まりさせておく操作）を行うのが一般的だっ
たが、近年、従来の補綴材を基材として、これをゼラチ
ンやコラーゲンなどの生体吸収性材料で目止め（シー
ル）することによってプレクロッティングを不要とした
「シールドグラフト」と呼ばれる血管補綴材が登場し、
広く用いられるに至っている。
離などの血管疾患において、病変部を人工的な血管補綴
材を用いて置換またはバイパスする手術がしばしば行わ
れる。その際に用いる血管補綴材としては、移植後速や
かに生体組織と一体化し、生体組織の持つ抗血栓性や感
染抵抗性を獲得することが望ましいとの観点から、細胞
等の侵入しやすい多孔質構造のものが多用されている。
従来、これらの多孔質構造の血管補綴材を移植する場合
には、補綴材からの漏血を防ぐ目的でプレクロッティン
グ（補綴材をアルブミンや患者自身の血液によってあら
かじめ目詰まりさせておく操作）を行うのが一般的だっ
たが、近年、従来の補綴材を基材として、これをゼラチ
ンやコラーゲンなどの生体吸収性材料で目止め（シー
ル）することによってプレクロッティングを不要とした
「シールドグラフト」と呼ばれる血管補綴材が登場し、
広く用いられるに至っている。
【０００３】しかしながら、シールドグラフトについて
は、プレクロッティング不要の利点は誰もが認める一方
で、シール材の被覆むらや移植操作中の剥離による漏
血、吻合部の針穴からの出血、移植後の発熱の持続や滲
出液の貯留といった問題点も指摘されている。プレクロ
ッティング不要の利点を残したまま既存のシールドグラ
フトの前記問題点を解決する方策としては、例えば特開
平５−１３１０２５、特開平７−５１３５４に開示され
ているように、シール材として生体非吸収性材料、特に
エラストマー材料を用いることが有効であるが、反面、
シール材が生体組織と置き換わることができないため生
体組織との一体化には難が有った。
は、プレクロッティング不要の利点は誰もが認める一方
で、シール材の被覆むらや移植操作中の剥離による漏
血、吻合部の針穴からの出血、移植後の発熱の持続や滲
出液の貯留といった問題点も指摘されている。プレクロ
ッティング不要の利点を残したまま既存のシールドグラ
フトの前記問題点を解決する方策としては、例えば特開
平５−１３１０２５、特開平７−５１３５４に開示され
ているように、シール材として生体非吸収性材料、特に
エラストマー材料を用いることが有効であるが、反面、
シール材が生体組織と置き換わることができないため生
体組織との一体化には難が有った。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】本発明は、上記従来技
術の問題点を鑑みて、プレクロッティングが不要で、移
植後速やかに生体組織と一体化し、かつ長期間にわたっ
て安全に使用することのできる血管補綴材を提供するこ
とを目的とする。
術の問題点を鑑みて、プレクロッティングが不要で、移
植後速やかに生体組織と一体化し、かつ長期間にわたっ
て安全に使用することのできる血管補綴材を提供するこ
とを目的とする。
【０００５】
【課題を解決するための手段】上記課題は以下の本発明
により解決される。 １．いずれも多孔質構造の内層と外層とが積層された血
管補綴材であって、前記内層の多孔質構造は前記外層と
の接触面に向かって緻密化されており、実質的に前記内
層から前記外層への透水性がないことを特徴とする血管
補綴材である。 ２．前記内層が熱可塑性エラストマー材料より構成され
ることを特徴とする上記１に記載の血管補綴材である。 ３．前記外層がポリエステル繊維の編み又は織り構造体
であることを特徴とする上記１乃至２に記載の血管補綴
材である。 ４．前記血管補綴材を幅１mmあたり５０gf以下の任意の
力で引っ張った時の伸びをａ％、同じ条件で前記外層部
材を単独で引っ張った時の伸びをｂ％としたとき、
（１.２ａ＋２０）＞ｂの関係が成り立つことを特徴と
する上記１乃至３に記載の血管補綴材である。
により解決される。 １．いずれも多孔質構造の内層と外層とが積層された血
管補綴材であって、前記内層の多孔質構造は前記外層と
の接触面に向かって緻密化されており、実質的に前記内
層から前記外層への透水性がないことを特徴とする血管
補綴材である。 ２．前記内層が熱可塑性エラストマー材料より構成され
ることを特徴とする上記１に記載の血管補綴材である。 ３．前記外層がポリエステル繊維の編み又は織り構造体
であることを特徴とする上記１乃至２に記載の血管補綴
材である。 ４．前記血管補綴材を幅１mmあたり５０gf以下の任意の
力で引っ張った時の伸びをａ％、同じ条件で前記外層部
材を単独で引っ張った時の伸びをｂ％としたとき、
（１.２ａ＋２０）＞ｂの関係が成り立つことを特徴と
する上記１乃至３に記載の血管補綴材である。
【０００６】５．いずれも多孔質構造の内層と外層とが
積層された血管補綴材であって、前記内層は前記外層と
の接触面付近において無孔状態の部分を有し、実質的に
前記内層から前記外層への透水性がないことを特徴とす
る血管補綴材である。 ６．前記内層が熱可塑性エラストマー材料より構成され
ることを特徴とする上記５に記載の血管補綴材である。 ７．前記外層がポリエステル繊維の編み又は織り構造体
であることを特徴とする上記５乃至６に記載の血管補綴
材である。 ８．前記血管補綴材を幅１mmあたり５０gf以下の任意の
力で引っ張った時の伸びをａ％、同じ条件で前記外層部
材を単独で引っ張った時の伸びをｂ％としたとき、
（１.２ａ＋２０）＞ｂの関係が成り立つことを特徴と
する上記５乃至７に記載の血管補綴材である。
積層された血管補綴材であって、前記内層は前記外層と
の接触面付近において無孔状態の部分を有し、実質的に
前記内層から前記外層への透水性がないことを特徴とす
る血管補綴材である。 ６．前記内層が熱可塑性エラストマー材料より構成され
ることを特徴とする上記５に記載の血管補綴材である。 ７．前記外層がポリエステル繊維の編み又は織り構造体
であることを特徴とする上記５乃至６に記載の血管補綴
材である。 ８．前記血管補綴材を幅１mmあたり５０gf以下の任意の
力で引っ張った時の伸びをａ％、同じ条件で前記外層部
材を単独で引っ張った時の伸びをｂ％としたとき、
（１.２ａ＋２０）＞ｂの関係が成り立つことを特徴と
する上記５乃至７に記載の血管補綴材である。
【０００７】
【発明の実施の形態】以下、図１、図２を参照しながら
本発明について説明する。図１は本発明の血管補綴材を
管状構造体とし生体血管と置換する人工血管とした実施
形態の断面図である。なお、本発明の血管補綴材は人工
血管の他に血管の表面に移植するシート状の移植片など
として使用できる。血管補綴材１は、いずれも多孔質構
造の内層２と外層３とが積層されている。図２は血管補
綴材１の断面の拡大図である。内層２はその多孔質構造
が外層３との接触面４に向かって緻密化されてており、
最終的に接触面４付近では無孔状態となっていることが
望ましいが、実質的に内層２から外層３への透水性がな
くなれば良い。
本発明について説明する。図１は本発明の血管補綴材を
管状構造体とし生体血管と置換する人工血管とした実施
形態の断面図である。なお、本発明の血管補綴材は人工
血管の他に血管の表面に移植するシート状の移植片など
として使用できる。血管補綴材１は、いずれも多孔質構
造の内層２と外層３とが積層されている。図２は血管補
綴材１の断面の拡大図である。内層２はその多孔質構造
が外層３との接触面４に向かって緻密化されてており、
最終的に接触面４付近では無孔状態となっていることが
望ましいが、実質的に内層２から外層３への透水性がな
くなれば良い。
【０００８】内層２の構造は、不織布、卷縮糸を使用し
た編み、織り又は組み処理した構成体などがあげられる
が、外層３との接触面に向かって緻密化されている多孔
質構造、外層３との接触面付近に無孔状態の部分を有す
る多孔質構造、あるいは外層３との接触面に向かって緻
密化され接触面付近に無孔状態の部分を有する多孔質構
造であれば特に限定しない。
た編み、織り又は組み処理した構成体などがあげられる
が、外層３との接触面に向かって緻密化されている多孔
質構造、外層３との接触面付近に無孔状態の部分を有す
る多孔質構造、あるいは外層３との接触面に向かって緻
密化され接触面付近に無孔状態の部分を有する多孔質構
造であれば特に限定しない。
【０００９】内層２を構成する材料も特に限定されな
い。例えば、不織布の場合は小さな力で容易に伸びる材
料で構成されていることが望ましく、シリコーンゴム、
スチレン系エラストマー、オレフィン系エラストマーな
どの弾性材料があげられる。具体的には、スチレン系エ
ラストマーとして、クレイトン（シェル化学）、カリフ
レックス（シェル化学）、タフプレン（旭化成工業）、
タフテック（旭化成工業）、アロンＡＲ（アロン化
成）、ラバロン（三菱化学）、ＪＳＲ−ＴＲ（日本合成
ゴム）、ＪＳＲ−ＳＩＳ（日本合成ゴム）、ダイナロン
（日本合成ゴム）、セプトン（クラレ）などがあげら
れ、オレフィン系エラストマーとして、ミラストマー
（三井石油化学）、タフマー（三井石油化学）、住友Ｔ
ＰＥ（住友化学工業）、サーモラン（三菱石油）があげ
られる。これらの材料には必要に応じて可塑剤等の添加
剤を加えて使用しても良い。また、卷縮糸を使用した編
み、織り又は組み処理した構成体の場合は、体内での安
定性を考慮し、ポリエステルの一種であるポリエチレン
テレフタレートとポリブチレンテレフタレートのコンジ
ュゲート繊維が特に好適である。なお、以下に述べる製
造方法を考慮して外層３に用いる材料と比べ融点又は熱
変形温度が低い材料であることが望ましい。
い。例えば、不織布の場合は小さな力で容易に伸びる材
料で構成されていることが望ましく、シリコーンゴム、
スチレン系エラストマー、オレフィン系エラストマーな
どの弾性材料があげられる。具体的には、スチレン系エ
ラストマーとして、クレイトン（シェル化学）、カリフ
レックス（シェル化学）、タフプレン（旭化成工業）、
タフテック（旭化成工業）、アロンＡＲ（アロン化
成）、ラバロン（三菱化学）、ＪＳＲ−ＴＲ（日本合成
ゴム）、ＪＳＲ−ＳＩＳ（日本合成ゴム）、ダイナロン
（日本合成ゴム）、セプトン（クラレ）などがあげら
れ、オレフィン系エラストマーとして、ミラストマー
（三井石油化学）、タフマー（三井石油化学）、住友Ｔ
ＰＥ（住友化学工業）、サーモラン（三菱石油）があげ
られる。これらの材料には必要に応じて可塑剤等の添加
剤を加えて使用しても良い。また、卷縮糸を使用した編
み、織り又は組み処理した構成体の場合は、体内での安
定性を考慮し、ポリエステルの一種であるポリエチレン
テレフタレートとポリブチレンテレフタレートのコンジ
ュゲート繊維が特に好適である。なお、以下に述べる製
造方法を考慮して外層３に用いる材料と比べ融点又は熱
変形温度が低い材料であることが望ましい。
【００１０】外層３は、血管補綴材としての使用実績、
生体組織の侵入のしやすさ、機械強度等を考慮すると、
ポリエステル繊維による編み、織り、又は組み処理した
構造体であることが望ましい。ポリエステル繊維として
は、例えばポリエチレンテレフタレート、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、ポリエステル−ポリエステルブロック共重合
体、及びこれらの複合繊維などを挙げることができる
が、既存のポリエステル製血管補綴材を転用することも
勿論可能である。なお、以下に述べる製造方法を考慮し
て内層２に用いる材料と比べ融点又は熱変形温度が高い
材料であることが望ましい。
生体組織の侵入のしやすさ、機械強度等を考慮すると、
ポリエステル繊維による編み、織り、又は組み処理した
構造体であることが望ましい。ポリエステル繊維として
は、例えばポリエチレンテレフタレート、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、ポリエステル−ポリエステルブロック共重合
体、及びこれらの複合繊維などを挙げることができる
が、既存のポリエステル製血管補綴材を転用することも
勿論可能である。なお、以下に述べる製造方法を考慮し
て内層２に用いる材料と比べ融点又は熱変形温度が高い
材料であることが望ましい。
【００１１】本発明の血管補綴材の製造方法としては、
既存の成形法を利用することにより、いくつかの製造方
法が可能であるが、例えば、多孔質の外層３の部材の表
面に、内層２となる熱可塑性エラストマーの不織布層を
外層３に用いる材料と比べ融点が低い材料により形成さ
せ、次に外層３部材を加熱して接触面の内層２部材を融
解させることにより、両者を熱融着すると同時に内層２
の接触面４付近を緻密化あるいは無孔状態の部分を形成
させるといった方法を例示することができる。融解する
方法は加熱、超音波照射などがあげられる。また、融解
する以外に同一または同等の性質を持つ材料を内層２の
表面に塗布する方法などもあげられる。なお、本発明は
ストレート管、分岐管などの管状体や、シート状などの
いずれの形状で提供されても良く、また、管状体の場合
は曲げやつぶれに対する抵抗性を持たせるため、クリン
プ（蛇腹）等を設けることも可能である。
既存の成形法を利用することにより、いくつかの製造方
法が可能であるが、例えば、多孔質の外層３の部材の表
面に、内層２となる熱可塑性エラストマーの不織布層を
外層３に用いる材料と比べ融点が低い材料により形成さ
せ、次に外層３部材を加熱して接触面の内層２部材を融
解させることにより、両者を熱融着すると同時に内層２
の接触面４付近を緻密化あるいは無孔状態の部分を形成
させるといった方法を例示することができる。融解する
方法は加熱、超音波照射などがあげられる。また、融解
する以外に同一または同等の性質を持つ材料を内層２の
表面に塗布する方法などもあげられる。なお、本発明は
ストレート管、分岐管などの管状体や、シート状などの
いずれの形状で提供されても良く、また、管状体の場合
は曲げやつぶれに対する抵抗性を持たせるため、クリン
プ（蛇腹）等を設けることも可能である。
【００１２】本発明の血管補綴材は、血管補綴材を幅１
mmあたり５０gf以下の任意の力で引っ張った時の伸びを
ａ％、同じ条件で外層部材を単独で引っ張った時の伸び
をｂ％としたとき、（１.２ａ＋２０）＞ｂの関係が成
り立つように製造することにより、長期使用による内層
２の材料の劣化した場合の安全性を向上させることがで
きる。詳細に説明すると、管状体の血管補綴材には血圧
により円周方向の張力が加わっており、その大きさはLa
place(ラプラス）の法則：Ｔ＝（Ｐｅ−Ｐｉ）γ／δよ
り求められる。このときＴは補綴材の円周方向の張力、
（Ｐｅ−Ｐｉ）は内外圧差（＝血圧）、γは内半径、δ
は壁厚である。式から明らかなように、血圧、内径が大
きくなるほど血管補綴材の円周方向に加わる張力は大き
くなる。「幅１mmあたり５０gf」という力は内径約３６
mmの血管補綴材に２００mmHgの血圧がかかった状態に相
当し、実際の臨床使用で血管補綴材に加わる力のほぼ上
限である。すなわち、血管補綴材１及び外層３部材を幅
１mmあたり５０gf以下の任意の力で引っ張るという行為
は、血管補綴材１が正常に臨床使用されている状態と、
内層２の材料が劣化して強度を失った状態とを、それぞ
れシミュレートしたものである。このときの両者の伸び
を、それぞれａ％、ｂ％、血管補綴材１の無加圧状態で
の内径をｄとすると、正常使用状態で（１＋ａ／１０
０）ｄであった血管補綴材１の内径は、内層２材料の劣
化により、最大（１＋ｂ／１００）ｄまで拡張する可能
性が有る。一般に、２０％程度までの拡張であれば臨床
的には問題無いとされていることから、（１＋ｂ／１０
０）ｄ／（１＋ａ／１００）ｄ＜１.２、すなわち、
（１.２ａ＋２０）＞ｂの関係が成り立てば、万一、内
層の材料が劣化して強度を失った場合でも、血管補綴材
１の拡張に伴う吻合部の離開などの危険を最小限に抑え
ることが可能である。
mmあたり５０gf以下の任意の力で引っ張った時の伸びを
ａ％、同じ条件で外層部材を単独で引っ張った時の伸び
をｂ％としたとき、（１.２ａ＋２０）＞ｂの関係が成
り立つように製造することにより、長期使用による内層
２の材料の劣化した場合の安全性を向上させることがで
きる。詳細に説明すると、管状体の血管補綴材には血圧
により円周方向の張力が加わっており、その大きさはLa
place(ラプラス）の法則：Ｔ＝（Ｐｅ−Ｐｉ）γ／δよ
り求められる。このときＴは補綴材の円周方向の張力、
（Ｐｅ−Ｐｉ）は内外圧差（＝血圧）、γは内半径、δ
は壁厚である。式から明らかなように、血圧、内径が大
きくなるほど血管補綴材の円周方向に加わる張力は大き
くなる。「幅１mmあたり５０gf」という力は内径約３６
mmの血管補綴材に２００mmHgの血圧がかかった状態に相
当し、実際の臨床使用で血管補綴材に加わる力のほぼ上
限である。すなわち、血管補綴材１及び外層３部材を幅
１mmあたり５０gf以下の任意の力で引っ張るという行為
は、血管補綴材１が正常に臨床使用されている状態と、
内層２の材料が劣化して強度を失った状態とを、それぞ
れシミュレートしたものである。このときの両者の伸び
を、それぞれａ％、ｂ％、血管補綴材１の無加圧状態で
の内径をｄとすると、正常使用状態で（１＋ａ／１０
０）ｄであった血管補綴材１の内径は、内層２材料の劣
化により、最大（１＋ｂ／１００）ｄまで拡張する可能
性が有る。一般に、２０％程度までの拡張であれば臨床
的には問題無いとされていることから、（１＋ｂ／１０
０）ｄ／（１＋ａ／１００）ｄ＜１.２、すなわち、
（１.２ａ＋２０）＞ｂの関係が成り立てば、万一、内
層の材料が劣化して強度を失った場合でも、血管補綴材
１の拡張に伴う吻合部の離開などの危険を最小限に抑え
ることが可能である。
【００１３】
【実施例】以下、実施例を示し本発明さらに詳しく説明
する。 （実施例１）ポリエチレンテレフタレートとポリブチレ
ンテレフタレートのコンジュゲート繊維をダブルラッセ
ル編みすることにより、内径５mmの多孔質管状体を作製
した。この管状体を翻転させ、外径６mm（肉厚０.５m
m）のステンレス管にかぶせた後、その表面全体にスチ
レン系エラストマー（セプトン（クラレ））とスクアラ
ン（スーパースクワラン（スクアテック））の３：７混
合物をホットメルトアプリケーターを用いて溶融塗布す
ることにより不織布層を形成させた。次にステンレス管
の中を１５０℃のシリコーンオイルを循環させることに
より、多孔質管状体と接触している不織布層の表面を緻
密化し、かつ無孔状態を形成させる（これでいいですか
ね？）とともに併せて両者を熱融着した。得られた管状
体をステンレス管より取り外して翻転することにより、
外層がポリエステル繊維の編み構造体、内層が熱可塑性
エラストマーの不織布である内径６mm、１２０mmHgにお
ける透水率０ml/cm２/minの管状の血管補綴材を得た。
得られた血管補綴材の断面を顕微鏡で観察したところ、
外層は多孔質構造、内層は外層との接触面に無孔状態の
部分を有する多孔質構造であった。この血管補綴材を用
いてイヌ大腿動脈を５cmの長さにわたって置換し、１ヶ
月後に摘出して光学顕微鏡により観察したところ、外層
は周辺組織と強固に結合しており、内層を足場として新
生内膜が形成されていた。
する。 （実施例１）ポリエチレンテレフタレートとポリブチレ
ンテレフタレートのコンジュゲート繊維をダブルラッセ
ル編みすることにより、内径５mmの多孔質管状体を作製
した。この管状体を翻転させ、外径６mm（肉厚０.５m
m）のステンレス管にかぶせた後、その表面全体にスチ
レン系エラストマー（セプトン（クラレ））とスクアラ
ン（スーパースクワラン（スクアテック））の３：７混
合物をホットメルトアプリケーターを用いて溶融塗布す
ることにより不織布層を形成させた。次にステンレス管
の中を１５０℃のシリコーンオイルを循環させることに
より、多孔質管状体と接触している不織布層の表面を緻
密化し、かつ無孔状態を形成させる（これでいいですか
ね？）とともに併せて両者を熱融着した。得られた管状
体をステンレス管より取り外して翻転することにより、
外層がポリエステル繊維の編み構造体、内層が熱可塑性
エラストマーの不織布である内径６mm、１２０mmHgにお
ける透水率０ml/cm２/minの管状の血管補綴材を得た。
得られた血管補綴材の断面を顕微鏡で観察したところ、
外層は多孔質構造、内層は外層との接触面に無孔状態の
部分を有する多孔質構造であった。この血管補綴材を用
いてイヌ大腿動脈を５cmの長さにわたって置換し、１ヶ
月後に摘出して光学顕微鏡により観察したところ、外層
は周辺組織と強固に結合しており、内層を足場として新
生内膜が形成されていた。
【００１４】（比較例１）ステンレス管の中を１５０℃
のシリコーンオイルを循環させる代わりに、ステンレス
管ごと１５０℃のオーブン中に入れたこと以外は実施例
１と同じ方法で、内径６mm、１２０mmHgにおける透水率
０ml/cm２/minの管状の血管補綴材を作製した。得られ
た血管補綴材の断面を顕微鏡で観察したところ、外層は
多孔質構造であったものの、内層はほぼ全面にわたって
無孔質状態になっており、多孔質の外層と無孔質の内層
との実質的な２層構造を形成していた。この血管補綴材
を用いて実施例１と同様の実験を行ったところ、外層は
周辺組織と強固に結合していたが、形成された新生内膜
が内層から剥離しているのが観察された。
のシリコーンオイルを循環させる代わりに、ステンレス
管ごと１５０℃のオーブン中に入れたこと以外は実施例
１と同じ方法で、内径６mm、１２０mmHgにおける透水率
０ml/cm２/minの管状の血管補綴材を作製した。得られ
た血管補綴材の断面を顕微鏡で観察したところ、外層は
多孔質構造であったものの、内層はほぼ全面にわたって
無孔質状態になっており、多孔質の外層と無孔質の内層
との実質的な２層構造を形成していた。この血管補綴材
を用いて実施例１と同様の実験を行ったところ、外層は
周辺組織と強固に結合していたが、形成された新生内膜
が内層から剥離しているのが観察された。
【００１５】（実施例２）内径３５mmの多孔質管状体
と、外径３６mm（肉厚１mm）のステンレス管を使用した
以外は実施例１と同じ方法で、内径３６mm、１２０mmHg
における透水率０ml/cm２/minの管状の血管補綴材を作
製した。得られた血管補綴材及び外層部材を幅１mmあた
り５０gf以下の任意の力で引っ張った時の伸びをそれぞ
れａ％、ｂ％としたとき、全ての力に対して（１.２ａ
＋２０）＞ｂの関係が成り立つことを確認した。なお、
最大の引っ張り力（幅１mmあたり５０gf）に対するａと
ｂの値は、それぞれ３０％、４３％であった。この血管
補綴材に生理食塩水を充填し、６０cycle/min、最大圧
２００mmHg、最小圧０mmHgの条件で拍動圧を加え、外径
の最大値を記録した。次に、生体内に長期間埋入した場
合のシミュレーションとして、この血管補綴材を１Ｎ硝
酸銀水溶液中に９０℃・１ヶ月間浸漬することにより劣
化させた後、浸漬前と同じ条件で１週間にわたって再び
拍動圧を加えた。その結果、血管補綴材に漏れや瘤など
の外見上の変化は認められず、外径（最大値）は浸漬前
に比べて僅かに拡張していたものの、拡張率は２０％以
下（最大１０％）であった。
と、外径３６mm（肉厚１mm）のステンレス管を使用した
以外は実施例１と同じ方法で、内径３６mm、１２０mmHg
における透水率０ml/cm２/minの管状の血管補綴材を作
製した。得られた血管補綴材及び外層部材を幅１mmあた
り５０gf以下の任意の力で引っ張った時の伸びをそれぞ
れａ％、ｂ％としたとき、全ての力に対して（１.２ａ
＋２０）＞ｂの関係が成り立つことを確認した。なお、
最大の引っ張り力（幅１mmあたり５０gf）に対するａと
ｂの値は、それぞれ３０％、４３％であった。この血管
補綴材に生理食塩水を充填し、６０cycle/min、最大圧
２００mmHg、最小圧０mmHgの条件で拍動圧を加え、外径
の最大値を記録した。次に、生体内に長期間埋入した場
合のシミュレーションとして、この血管補綴材を１Ｎ硝
酸銀水溶液中に９０℃・１ヶ月間浸漬することにより劣
化させた後、浸漬前と同じ条件で１週間にわたって再び
拍動圧を加えた。その結果、血管補綴材に漏れや瘤など
の外見上の変化は認められず、外径（最大値）は浸漬前
に比べて僅かに拡張していたものの、拡張率は２０％以
下（最大１０％）であった。
【００１６】（比較例２）外層に目の粗い編み構造体を
用い、溶融塗布時の不織布層の厚さを２倍にした以外は
実施例２と同じ方法で、内径３６mm、１２０mmHgにおけ
る透水率０ml/cm２/minの管状の血管補綴材を作製し
た。得られた血管補綴材及び外層部材を幅１mmあたり５
０gf以下の任意の力で引っ張った時の伸びを、それぞれ
ａ％、ｂ％としたとき、２２gfを越える力に対しては
（１.２ａ＋２０）＞ｂの関係は成り立たなかった。な
お、最大の引っ張り力（幅１mmあたり５０gf）に対する
ａとｂの値は、それぞれ４１％、９５％であった。この
血管補綴材について、実施例１と同様に硝酸銀水溶液へ
の浸漬前後で拍動圧を加えたところ、浸漬後の血管補綴
材の所々に漏れや瘤が観察され、部位によっては瘤が拡
大して補綴材の全周に及び、明らかな拡張をきたした。
最も拡張の大きい部位では、外径（最大値）は浸漬前に
比べ、３８％拡張していた。
用い、溶融塗布時の不織布層の厚さを２倍にした以外は
実施例２と同じ方法で、内径３６mm、１２０mmHgにおけ
る透水率０ml/cm２/minの管状の血管補綴材を作製し
た。得られた血管補綴材及び外層部材を幅１mmあたり５
０gf以下の任意の力で引っ張った時の伸びを、それぞれ
ａ％、ｂ％としたとき、２２gfを越える力に対しては
（１.２ａ＋２０）＞ｂの関係は成り立たなかった。な
お、最大の引っ張り力（幅１mmあたり５０gf）に対する
ａとｂの値は、それぞれ４１％、９５％であった。この
血管補綴材について、実施例１と同様に硝酸銀水溶液へ
の浸漬前後で拍動圧を加えたところ、浸漬後の血管補綴
材の所々に漏れや瘤が観察され、部位によっては瘤が拡
大して補綴材の全周に及び、明らかな拡張をきたした。
最も拡張の大きい部位では、外径（最大値）は浸漬前に
比べ、３８％拡張していた。
【００１７】
【発明の効果】本発明の血管補綴材は、プレクロッティ
ングは不要であり、多孔質構造からなる内層及び外層に
細胞等が侵入することにより生体組織との一体化が実現
される。さらに、血管補綴材を幅１mmあたり５０gf以下
の任意の力で引っ張った時の伸びをａ％、同じ条件で前
記外層部材を単独で引っ張った時の伸びをｂ％としたと
き、（１.２ａ＋２０）＞ｂの関係が成り立つことを特
徴とすることにより、内層材料が劣化して強度を失った
場合の血管補綴材の破裂、吻合部の離開などの危険を低
減することが可能であり、大きなストレスの加わる大動
脈の置換またはバイパスに特に好適である。
ングは不要であり、多孔質構造からなる内層及び外層に
細胞等が侵入することにより生体組織との一体化が実現
される。さらに、血管補綴材を幅１mmあたり５０gf以下
の任意の力で引っ張った時の伸びをａ％、同じ条件で前
記外層部材を単独で引っ張った時の伸びをｂ％としたと
き、（１.２ａ＋２０）＞ｂの関係が成り立つことを特
徴とすることにより、内層材料が劣化して強度を失った
場合の血管補綴材の破裂、吻合部の離開などの危険を低
減することが可能であり、大きなストレスの加わる大動
脈の置換またはバイパスに特に好適である。
【図１】血管補綴材を管状構造体とし人工血管とした実
施形態の断面図である。
施形態の断面図である。
【図２】血管補綴材１の断面の拡大図である。
血管補綴材 ・・・ １ 内層 ・・・ ２ 外層 ・・・ ３ 接触面 ・・・ ４
Claims (8)
- 【請求項１】いずれも多孔質構造の内層と外層とが積層
された血管補綴材であって、前記内層の多孔質構造は前
記外層との接触面に向かって緻密化されており、実質的
に前記内層から前記外層への透水性がないことを特徴と
する血管補綴材。 - 【請求項２】前記内層が熱可塑性エラストマー材料より
構成されることを特徴とする請求項１に記載の血管補綴
材。 - 【請求項３】前記外層がポリエステル繊維の編み又は織
り構造体であることを特徴とする請求項１乃至２に記載
の血管補綴材。 - 【請求項４】前記血管補綴材を幅１mmあたり５０gf以下
の任意の力で引っ張った時の伸びをａ％、同じ条件で前
記外層部材を単独で引っ張った時の伸びをｂ％としたと
き、（１.２ａ＋２０）＞ｂの関係が成り立つことを特
徴とする請求項１乃至請求項３に記載の血管補綴材。 - 【請求項５】いずれも多孔質構造の内層と外層とが積層
された血管補綴材であって、前記内層は前記外層との接
触面付近において無孔状態の部分を有し、実質的に前記
内層から前記外層への透水性がないことを特徴とする血
管補綴材。 - 【請求項６】前記内層が熱可塑性エラストマー材料より
構成されることを特徴とする請求項５に記載の血管補綴
材。 - 【請求項７】前記外層がポリエステル繊維の編み又は織
り構造体であることを特徴とする請求項５乃至請求項６
に記載の血管補綴材。 - 【請求項８】前記血管補綴材を幅１mmあたり５０gf以下
の任意の力で引っ張った時の伸びをａ％、同じ条件で前
記外層部材を単独で引っ張った時の伸びをｂ％としたと
き、（１.２ａ＋２０）＞ｂの関係が成り立つことを特
徴とする請求項５乃至請求項７に記載の血管補綴材。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9263009A JPH1199163A (ja) | 1997-09-29 | 1997-09-29 | 血管補綴材 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9263009A JPH1199163A (ja) | 1997-09-29 | 1997-09-29 | 血管補綴材 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH1199163A true JPH1199163A (ja) | 1999-04-13 |
Family
ID=17383633
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP9263009A Pending JPH1199163A (ja) | 1997-09-29 | 1997-09-29 | 血管補綴材 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH1199163A (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2009019995A1 (ja) | 2007-08-09 | 2009-02-12 | Gunze Limited | 生体器官用補綴材 |
| WO2013172021A1 (ja) * | 2012-05-14 | 2013-11-21 | 福井経編興業株式会社 | 人工血管及びその製造方法 |
| US8906087B2 (en) | 2004-11-29 | 2014-12-09 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Method of making implantable devices with reduced needle puncture site leakage |
| US9814560B2 (en) | 2013-12-05 | 2017-11-14 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Tapered implantable device and methods for making such devices |
| US10357385B2 (en) | 2015-06-05 | 2019-07-23 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Low bleed implantable prosthesis with a taper |
-
1997
- 1997-09-29 JP JP9263009A patent/JPH1199163A/ja active Pending
Cited By (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8906087B2 (en) | 2004-11-29 | 2014-12-09 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Method of making implantable devices with reduced needle puncture site leakage |
| WO2009019995A1 (ja) | 2007-08-09 | 2009-02-12 | Gunze Limited | 生体器官用補綴材 |
| WO2013172021A1 (ja) * | 2012-05-14 | 2013-11-21 | 福井経編興業株式会社 | 人工血管及びその製造方法 |
| JPWO2013172021A1 (ja) * | 2012-05-14 | 2016-01-12 | 福井経編興業株式会社 | 人工血管及びその製造方法 |
| US9814560B2 (en) | 2013-12-05 | 2017-11-14 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Tapered implantable device and methods for making such devices |
| US11259910B2 (en) | 2013-12-05 | 2022-03-01 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Tapered implantable device and methods for making such devices |
| US10357385B2 (en) | 2015-06-05 | 2019-07-23 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Low bleed implantable prosthesis with a taper |
| US11622871B2 (en) | 2015-06-05 | 2023-04-11 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Low bleed implantable prosthesis with a taper |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20051027 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20051108 |
|
| A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20060307 |