JPS602257A - 新規な人工血管 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は人工血管に関する。さらに詳しくは抗血栓性に
優れた血液接触面と生体血管に類似した物理的性質を併
せもった人工血管に関する。

１９１２年のカーレル（０ａｒｒｅｌ　）らの研究以来
、人工血管に関する多くの研究が行なわれてきている。

現在、管内径約６ｍｍ以上の大口径動脈用人工血管とし
て、たとえば米国ＵＥＩＯ工社製のダ々ｐンの編物であ
るドベイスキー人工血管や米国ボア社製の延伸ポリテト
ラフルオ四エチレンからなるボアテックスなどが臨床に
用いられている。

しかし、臨床に用いて充分な開存性を有する管内径約／
）ｍｍｍ製溝小口径動脈用人工血管や静脈用人工血管は
存在しない。その理由としてはつぎのことかあげられる
。すなわち、大口径動脈用人工血管は生体に属人後すみ
やかに生体組織によって覆われ、そしてこの組織が安定
に、かつ一定の厚さに維持されることにより人工血管と
しての使命を果している。一方、小口径動脈用人工血管
ではその内径や血液流量が小さいため、管内径に対する
血栓形成の比率が大きくなり易く、また静脈用人工血管
では血液の流速が遅いために血栓が早く、多量に生成し
、管内が生体組織で覆われるまでに血栓により人工血管
が閉塞する、いわゆる初期閉塞を生じ易い。また、管内
が生体組織によって覆われても生体血管と人工血管との
物理的性質の相違により、吻合部に各種のストレスが生
じたりし、血液の流れが変形したりすることに加え、管
内径が小さいことや血液が凝固しゃすいことなどが相剰
的に影響し、覆っている生体組織の厚さを一定に維持で
きなくなり人工血管が閉塞する、いゎゆ墨晩期閉塞が生
じたりする。なお管内が生体組織によって覆われても生
体血管と人工血管との物理的性質の相違により吻合部に
各種のストレスが生じたり、血液の流れが変形したりす
る問題は大口径動脈用人工血管でも発生し、解決がせま
られている問題であるみ すなわち、現在開発されているダタ四ンの編物または延
伸ポリテトラプルオロエチレンナトからなる人工血管は
初期閉塞に大きな影響を持つ血液接触面の抗血栓性を犠
牲にして、逆に血液接触面に形成された血栓からの仮性
内皮形成に重点をおいた有孔性のものであり、かつ物理
的性質が生体血管と大きく異なるため、小口径動脈用人
工血管や静脈用人工血管としては使用できない。

人工血管の物理的強度を生体血管に類似させる試みが米
国特許第４１７５６８９号明細書に開示されている。し
かし、その方法では人工血管の血液接触面が大きな凹凸
を有し、血液の流れをみだし、抗血栓性に劣るという欠
点がある。しかもこの方法で作製された人工血管のコン
プライアンスは確かに大きくはなるけれども生体血管の
それと比較するとまだまだ小さいという問題が残ってい
る。

特開昭５７−１５０９５４号公報にはエラストマーのソ
リッドなゾーンと多孔質のゾーンとを組合せてコンプラ
イアンスをうる方法が提案されている。該公報に記載さ
れている方法はソリッドなゾーン−食塩を含むゾーン−
ソリッドなゾーンを作製し、ついで水などで食塩を溶出
させるという方法であるが、ソリッドなゾーンを通して
食塩が溶出されるとは考えられない。また、独・立的に
ポリマー中に包まれている造孔剤の溶出は困難であり、
これらの方法でエラストマー自体を１〜１５０μｍの多
孔質体にするのは技術的に困難であり、この方法で人工
血管のコンプライアンスを生体血管に合わすことは困難
であると考えられる。

以上のことを踏え、本発明者は小口径動脈用人工血管や
静脈用人工血管などに適用できる優れた人工血管をつる
には初期閉塞と晩期閉塞とを同時に克服する必要があり
、初期閉塞を防止するためには人工血管の血液接触面の
抗血栓性を向上させることが重要であり、晩期閉塞を防
止するためには人工血管の物理的性質、たとえば管の厚
さ、硬度、伸展度およびコンプライアンスなどを生体血
管に類呟させることが重要であるどの考えに到達した。

本発明者は前記のような考えにもとづき初期閉塞と晩期
閉塞とを同時に克服する人工血管をうるため鋭意研究を
重ねた結果、抗血栓性に優れた弾性体材料からなり、血
液と接触する凹凸のある面を有する層（以下、Ａ層とい
う）と弾性体材料からなる１層または複数層の支持層（
以下、Ｂ層という）とからなり、Ａ層とＢ層との間およ
びＢ層と他のＢ層との間が部分的に結合し、残りの部分
が空隙として存在する人工血管を用いることにより、前
記諸口的を達成しうろことを見出し、本発明を完成する
に至った。

すなわち本発明ではＡ層に抗血栓性に優れた弾性体材料
を用い、血液と接触する面を凹凸にすることにより、該
面を抗血栓性に優れた材料を用い、抗血栓性を良好する
滑らかな面にしたばあいに生ずる問題点（人工血管に付
着した血液成分や生体組織が人工血管から剥離されやす
くなり、安定的に生体組織で覆れ難く１また長期間生体
に埋入することにより生ずる偽内膜の人工血管側で剥離
し、生体血管側で付着している、いわゆるパンヌスを形
成するという危険性など）を解消し、血液接触面を覆う
生体組織のアンカーとしての効果を発現させ、抗血栓性
を低下させないという効果かえられる。また人工血管を
Ａ層と弾性体材料からなる１層または複数層のＢ層とか
ら形成し、Ａ層とＢ層との問およびＢ層と他のＢ層との
間を部分的に結合させ、残りの部分を空隙として存在さ
せることにより、人工血管の物理的性質、とくに晩期閉
塞に強い影響を与えるコンプライアンスを生体血管に類
似させることができ、人工血管の厚さを生体血管の厚さ
とほぼ同一にし、吻合性を良好にする巳とができるとい
う効果かえられる。

本発明に用いるＡ層は血液と接触する層であり１血液と
接触する面には凹凸が存在する。前記凹凸は、血液の流
れを混乱させたり、血液成分を損傷させないように、血
液接触面全体にわたって実質的に同じ形状で均一に分布
することが望ましい。好ましい凹凸の形状は山の部分と
谷の部分が連続して存在する波状の凹凸である（このば
あいの凹凸の大きさとは波状の門または凸の幅を意味す
る）。さらに好ましくは、血液接触面の形が円形あるい
は楕円形の穴であり（このばあいの凹凸の大きさとは、
血液接触面の穴の形の直径を意味する）、血液接触面全
体にわたり均一に独立して存在することが好ましいが、
穴同士が一部分結合しており連続化していてもよい。穴
とは底を有するくぼみを意味するが、部分的には底のな
い、いわゆる孔であってもよい。

凹凸の大きさは、好ましくは０．５〜１０μｍであり、
さらに好ましくは０．８〜８μｍであり、とくに好まし
くは１〜５μｍである。これらの大きさの凹凸番ｊ抗血
栓性を低下させずに、血液接触面を覆う生体組織に対す
るアンカーとしての効果を発揮し、人工血管の長期に渡
る開存性を向上させる。凹凸の大きさが０．５μｍより
小さくなるとアーンカーとしての効果が減少し、凹凸の
大きさが、１０μｍより大きくなると、血液の流れを混
乱させたり、血液成分を損傷し抗血栓性を低下させる傾
向にある。

前記のような凹凸はＡ層の表面を走査型電子顕微鏡を用
いて観察することにより確認できるが、前記凹凸には人
工血管成形時の異物付着や成型器材の影響などによる部
分的に生じた偶発的な孔や凹凸は含まない。

Ａ層の厚さとしては、好ましくは約５〜５］Ｄμｍ１さ
らに好ましくは約１０〜２００μｍ１とくに好ましくは
１５〜１５０μｍである。Ａ層の厚さが約５μｍ未満に
なると血液接触面の凹凸が損なわれたり、使用時にＡ層
の破壊が生じやすくなる傾向にある。また厚さが約３０
０μｍをこえると強度が強くなりすぎ、コンプライアン
スなどの性質が生体血管に類似しなくなる傾向にある。

なおＡ層はその内部に微小な孔を有することが望ましい
。

その孔の形状、大きさにはとくに限定はないが、球状で
あり９、直径約１μｍ以下の微小な孔であることが好ま
しく、それらの孔はＡ層の内部に均一に存在することが
好ましい。

本発明に用いるＡ層を構成する材料としては抗血栓性に
侵れた弾性体材料であればとくに限定されないが、好ま
しい具体例としてはポリウレタン、ポリウレタンウレア
、シリコーンゴム、ポリウレタンやポリウレタンウレア
とシリコーンポリマーとのブレンド物などがあげられる
。

前記ポリウレタンまたはポリウレタンウレアのなかでは
生体内での耐久性の面からポリエステル型よりもポリエ
ーテル型のポリウレタンまたはポリウレタンウレアの方
が好ましく、さらに好ましい例としてはセグメント化ポ
リウレタ２・やセグメント化ポリウレタンウレアや特開
昭５７−２１１６５８号公報に開示されている主鎖中Ｇ
こボ１ノジメチルシ田キサンを含有するポリウレタンや
ポリウレタンウレアなどがあげられる。とくに好ましい
ものとしては、ポリジメチルシロキサンを次式のような
形状で含有し、 Ｈ３０Ｈ３ →Ｒ５０すＲ６− （式中、Ｒ□〜Ｒ６は炭素数１以上のアルキレン基、好
ましくは炭素数２〜６のエチレン、プルピレン、ブチレ
ン、ヘキサメチレンなどのアルキレン基、ａＳｅは０〜
６０の整数、ｂ１山は０または１．０は２以上の整数、
好ましくは５〜１５０、とくに好ましくは１０〜４０の
整数をあらオ）す）ポリエーテル部分が＋ＣＨ２−ＣＨ
２−０Ｈ２−ＯＨ２−０”２６〜ｓ。

あるいは＋０Ｈ２−ＯＨ−０−）、６〜２０であるポリ
ウレタンまたはポリウレタンウレアである。

本発明に用いるＢ層は血液と接触せず、人工血管の強度
、耐久性、コンプライアンス、管の厚さなどを調節する
目的でＡ層の外側に存在する層であり、その厚さとして
は好ましくは約５〜５００μｍ１さらに好ましくは約１
０〜３００μｍ１とくに好ましくは約２０〜２００μｍ
である。Ｂ層が約５μｍ未満になると強度が不足したり
、剥離したりする傾向が生じ、約５００μｍをこえると
強度が強くなりすぎ、生体血管に類似したコンプライア
ンスかえられにくくなる。Ｂ層目体は密度の低い構造が
好ましく、内部に微小な孔を均一に有することが望まし
い。その孔の形状、大きさにはとくに限定はないが球状
であり、直径約１０μｍ以下が好ましく、直径約１μｍ
以下がさらに好ましい。

本発明に用いるＢ層を構成する材料としては弾性体材料
であればとくに限定しないが、好ましい具体例としては
ポリエーテル型のポリウレタンまたはポリウレタンウレ
アなどがあげられる。

Ｂ層を構成する材料とＡ層を構成する材料とは共通の溶
媒に溶解し、かつ相互に結合するものであれば同一であ
っても異なっていてもよい。

本発明に用いるＢ層は１層であってもよく、複数層であ
ってもよい。Ｂ層の層数は人工血管のコンプライアンス
や管の厚さなどが生体血管のコンプライアンスや管の厚
さなどと類貝するように決定されればよい。

本発明の人工血管はＡ層とその外側のＢ層または複数層
のＢ層とからなり、Ａ層とＢ層との間およびＢ層と他の
Ｂ層との間は部分的に結合しており、残りの部分は空隙
として存在している。前記の部分的な結合は人工血管全
体にわたって実質的に均質に存在していることが好まし
い。前記空隙の大きさとしては円周方向にはぜましくは
約１〜１０００μｍ１さらに好ましくは約６〜５００μ
ｍ１とくに好ましくは約５〜２００μｍ１半径方向には
好ましくは約１〜６００μｍ１さらに好ましくは約２〜
２００μｍ１とくに好ましくは約６〜１００μｍ１そし
て軸方向には好ましくは約１〜１００００μｍ１さらに
好ましくは約３〜１０００μｍ１とくに好ましくは約５
〜５００μｍである。

前記のような人工血管が望ましい理由はつぎのような理
由による。すなわち弾性体材料からなる人工血管の厚さ
を薄くしていくとある厚さのところでその物理的性質、
とくにコンプライアンスが生体血管のそれに近似すると
ころが存在することが本発明者によって見出されたがそ
の厚さでは生体血管の厚さと大きく異なるため吻合が困
難になる。したがってコンプライアンスが生体血管に近
似する厚さの人工血管よりももつと薄い厚さの管を同心
円柱状に重ね、それらの円柱間を部分的に結合し、他の
部分を空隙として存在させることにより、生体血管と管
の厚さがほぼ同一で吻合しやすく、生体血管のコンプラ
イアンスと類似した人工血管かえられるためである。

本発明の人工血管を補強するために必要に応じてＡ層と
Ｂ層との間、Ｂ層と他のＢ　Ｎとの間、Ａ層の内部、３
層の内部または最外層を構成するＢ層の外側に補強材を
組込んでもよい。前記補強材に関してとくに限定はない
が、弾性体からなる網状のネットが好ましい。また前記
人工血管と埋入場所の組織との結合を強くするために最
外層を構成するＢ層の外面に約１〜３００／１ｍの直径
と深さをもつ穴、さらに好ましくは約２〜１００μｍの
穴、とくに好ましくは約５〜６０μｍの穴を有している
ことが好ましい０ つぎに本発明の人工血管を図面にもとづいて説明する。

第１図は本発明の人工血管の横断面概略説明図であり、
第２図〜第４図はそれぞれ本発明の人工血管の異なった
実施態様におけるＡ層の血る。

第１図において（１）はＡ層、Ａ層の内部には微小な孔
（８）が存在する。（２）はＡ層の凹凸のある血液接触
面であり、第２図に示すような連続した波状の凹凸面で
もよく、第６図に示すような独立した穴からなる凹凸面
でもよく、第４図に示すような独立した穴が部分的に連
結した穴であってもよい。（８）　ｉｔ　Ｅ層であり、
この例では２層存在する。Ｂ層の内部には微小な孔（９
）が存在する。Ａ層とＢＮとは結合点（４）で結合して
おり、Ｂ層と他のＢ層とは結合点（６）で互いの層が結
合している。それぞれの層間の結合点は結合が人工血管
全体にわたり実質的に均質になるように存在している。

Ａ層とＢ層との間には空隙（５）が存在し、Ｂ層と他の
Ｂ層との間には空隙（γ）が存在している。

本発明の人工血管は前記のような構造を有するため、初
期閉塞および晩期閉塞のいずれをも有効に防止しつる。

本発明の人工血管の製法の一実施態様をつぎに示し、説
明する。

Ａ層を構成するポリマー溶液に表面が滑らかな心棒を浸
漬したのち取出し、心棒上にポリマー溶液を実質的に均
一な厚さにコーティングし、乾燥させ、心棒上に実質的
に均一な厚さのポリマー層を形成させる。前記心棒とし
ては表面が上繰返しても各コーティング層の界面は均一
に結合し、同一層となる。Ａ層を構成させた心棒をつぎ
にＢ層を構成するポリマー溶液に浸漬し、Ａ層の上にＢ
層を構成するポリマー溶液を実質的に均一にコーティン
グする。Ｂ層を構成するポリマーを溶解している溶媒（
以下、良溶媒という）と相溶性が良好で、かつＡ層およ
びＢ層を構成するポリマーを溶解しない溶媒（以下、貧
溶媒という）に心棒を浸漬し、良溶媒と貧溶媒とを置換
させることによりポリマーを析出させる。このとき良溶
媒がＡ層に浸透してＡ層の心棒と接する面に凹凸が形成
される。

前記凹凸はつぎに記載する因子の調節によって再現性よ
く任意の大きさ、形状に形成することができる。前記の
凹凸形成に影響を与える因子としては（１）Ａ層の厚さ
、（２）良溶媒の種類、（８）Ａ層が形成されている心
棒をＢ層を構成するポリマー溶液に浸漬してから貧溶媒
に浸漬するまでの時間、（４）Ｂ層を構成するポリマー
溶液の濃度、（５）Ａ層上に点存する貧溶媒の量などが
あげ゛られる。Ａ層を薄＜、Ｂ層を構成するポリマー溶
液の溶媒としてより良溶媒をえらび、Ａ層が形成されて
いる心棒をＢ層を構成するポリマー溶液に浸漬してから
貧溶媒に浸漬するまでの時間を長くし、Ｂ層を構成する
ポリマー溶液の濃度を低くし、Ａ層上に点在する貧溶媒
の量を少なくするとＡ層に生じる凹凸は大きくなり、穴
になり、Ａ層とＢ層との間に存在する空隙は少なく、小
さくなるが、逆のばあいには凹凸が小さくなったり、穴
が消失して連続した波状の凹凸になったりし、Ａ層とＢ
層との間に存在する空隙は多く、大きくなる。なおその
とき良溶媒の除去にともないＡ層およびＢ層内体に微小
な孔が生じる。前記Ａ層とＢ層との間に存在する空隙は
必要に応じてあらかじめＡ層上に貧溶媒を点在させるこ
とにより多くすることもできる。

充分に良溶媒と貧溶媒との置換を行なったのち心棒を取
出し、表面に付着する貧溶媒を１紙などで除失し、肉眼
では貧溶媒の存在は観察されないが微視的には貧溶媒が
Ｂ層上に点在する状態にする。この心棒をＢ層を構成す
るポリマー溶液に浸漬し、取出したのち貧溶媒に浸漬し
、良溶媒と貧溶媒との置換によりポリマーを析出させる
。このときＢ層には良溶媒の除去にともない微小な孔が
生じる。

Ｂ層と他のＢ層との間の貧溶媒が微視的に存在した部分
は空腔となり、貧溶媒の存在しなかつな部分は結合とな
る。前記空隙が形成される理由は明確ではないが存在す
る貧溶媒が障害となり、Ｂ層と他のＢ層との結合が生ぜ
ず、良溶媒と貧溶媒との混合溶媒がその部分に集まり、
結果として空隙が生じると推定される。したがって、心
棒をＢ層を構成するポリマー溶液に浸漬してから貧溶媒
に浸漬するまでの操作は可能な限り速く行なうことが重
要である。前記操作の時間が長くなるとコーティング層
上に存在した貧溶媒が良溶媒に溶解し、ついで良溶媒に
よるＢ層の溶解が生じ、Ｂ層と他のＢ層との間に結合が
生じ空隙が形成されなくなる。前記空隙を形成する因子
としては前記の点在する貧溶媒の量および操作時間の他
に良溶媒の種類、Ｂ層を形成するポリマー溶液の粘度、
ポリマー濃度または温度などがあげられる。それらの因
子を調整することにより、任意の空隙を含む層を作製す
ることが可能になる。Ｂ層を形成させる操作を所望する
Ｂ層の数だけ繰返すことによって本発明の人工血管が作
製される。

本発明の人工血管は抗血栓性に優れた血液接触面を有し
、かつ内部に空隙を含む低密度の人工血管であるため生
体血管と類似した厚さ、強度、耐久性、コンプライアン
スなどを有し、縫合時に人工血管の端部がほつれること
もなく、縫合針の貫通性も生体血管に近く、結節も生じ
ない。以上のような長所を有する本発明の人工血管を生
体に埋入したとき、抗血栓性が優れているため血栓形成
が少なく、初期閉塞を生じない。またコンプライアンス
などの物理的性質が生体血管に類似しており、かつ血液
接触面が生体組織で覆われるばあいに血液接触面の凹凸
によるアンカー効果が生じ、長期間にわたり安定して生
体組織に覆われ、優れた開存性を示す。

本発明の人工血管は以上のような特徴を有するため大口
径動脈用人工血管、小口径動脈用人工血管、静脈用人工
血管はもとより、ブラッドアクセスや血管補修用のバッ
チとしても用いることができる。とくに小口径動脈用人
工血管として好適に使用できる。

つぎに本発明の人工血管を実施例にもとづきさらに詳細
に説明する。

実施例１ 主鎖中にポリジメチルシロキサンを含有するポリエーテ
ルポリウレタン（特願１１ｉ５５７−７２２９８号明細
書の実施例１記載のポリウレタン）をジオキサン／　Ｎ
、Ｎ−ジメチルアセトアミドの７／６（容量比）の混合
溶媒ポリマー濃度１０％（重量％、以下同様）で溶解し
た。えられた溶液に直径５ｍｍの表面が滑らかなガラス
棒を浸漬したのち取出し、ガラス棒上にポリマー溶液を
実質的に均一な厚さにコーティングしたのち熱風により
溶媒を完全に除去した。この操作を２回繰返し、ガラス
棒上に約７０μｍの実質的に均一な厚さのポリウレタン
層を形成させた。つぎにこのガラス棒を前記ポリマー溶
液に浸漬したのちただちに取出し、水に浸漬し、溶媒と
水とを置換させてポリマーを析出させた。水を６回交換
し、約２時間かけて充分に溶媒を水で置換させた。

ガラス棒を水から取出し、表面の水を１紙で除来し念の
ち、前記と同じ操作を６回繰返した。

そののち５０°０で１日間時々水を交換して溶媒を水で
置換させた。えられたガラス棒上の成形体の両端をナイ
フで切断し、ガラス棒から成形体を抜取り、人工血管を
えた。

えられた人工血管の内径は５ｍｍ　、管の厚さは約０　
、５ｍｍであった。人工血管の血液接触面を走査型顕微
鏡を用いて倍率２０００倍で観察し、その結果を写真に
とり、その写真のスケッチ図を第その結果を写真にとり
、その写真のスケッチ図を第５図に示した。

第６図からえられた人工血管の血液接触面には穴が実質
的に均一に存在することがわかる。

また第５図からＡ層には微小な孔が存在し、Ａ層とＢ層
との間およびＢ層と他のＢ層との間には結合および空隙
の存在することがわかる０えられた人工血管の端を縫合
したところ縫合針の貫通力は生体血管並であり、端から
２ｍｍの所に縫合糸を通して引張っても人工血管がちぎ
れることはなかった。またこの人工血管のコンプライア
ンスは大きく、犬の頚動脈に類貝していた。

前記人工血管の長さ卸Ｏｍのものを雑犬の頚動脈に、長
さ５ｃｍのものを大腿動脈に埋入し、２力月後に取出し
たところ開存しており、優れた人工血管であることがゎ
がった。

実施例２ 実施例１においてガラス棒上に形成した約７０μｍのポ
リウレタン層の厚さを約４卯ｍに変更した以外は実権例
１と同様の操作を行ない、人工血管を作製した。

えられた人工血管の性質は実施例１でえられた人工血管
の性質とほぼ同一であった。えられた人工血管の血液接
触面な走査型電子顕微鏡を用いて倍率２０００倍で観察
し、その結果を写真にとり、その写真のスケッチ図を第
４図に示した。　４第４図からえられた人工血管の血液
接触面には穴が実質的に均一に存在し、大、の径は実施
例１のばあいよりも大きく、がっ部□公的に連続してい
ることがわがる。

実施例６ 実施例１においてガラス棒上に形成した約７０μｍのポ
リウレタン層の厚さを約８０μｍにし、ついで前記ぎり
ウレタン層の上に水を点在させた以外は実施例１と同様
の操作を行ない、人工血管を作製した。

えられた人工血管の性質は実施例１でえられた人工血管
の性質とほぼ同一であった。えられた人工血管の血液接
触面を走査型電子顕微鏡を用いて倍率１０００倍で観察
し、その結果を写真にとり、その写真のスナツチ図を第
２図に示した。

第２図からえられた人工血管の血液接触面には連続した
波状の凹凸が実質的に均一に存在することがわかる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の人工血管の横断面概略説明図、第２〜
４図はそれぞれ本発明の人工血管の異なった実施態様に
おけるＡ層の血液接触面の倍率１０００倍、２０００倍
および２０００倍での走査型電子顕微鏡写真のスケッチ
図、第５図は第６図に示した人工血管（内径５ｍｍ　、
管の厚さ約０．５ｍ＋ｎ）の横断面の一部分を倍率１５
０倍の走査型電子顕微鏡写真にとった写真のスケッチ図
である。 （図面の主要符号） （１）　：　Ａ層 （２）：凹凸のある面 （３）　：　Ｂ　層 （４）　（０）　：結合点 （５）、（７）：空　隙 第１図 、堵’２１１ ゴｊ’　”　ＦｊＦ’ＪＷ 、１弓で１１シ１ 、；ｉ’５（顕

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. １　抗血栓性に優れた弾性体材料からなり、血液と接触
   する凹凸のある面を有する層と弾性体材料からなる１層
   または複数層の支持層とからなり、凹凸のある面を有す
   る層と支持層との間および支持層と他の支持層との間が
   部分的に結合し、残りの部分が空隙として存在する人工
   血管。