JPS61238238A - Production of artificial blood vessel - Google Patents
Production of artificial blood vesselInfo
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- JPS61238238A JPS61238238A JP60079911A JP7991185A JPS61238238A JP S61238238 A JPS61238238 A JP S61238238A JP 60079911 A JP60079911 A JP 60079911A JP 7991185 A JP7991185 A JP 7991185A JP S61238238 A JPS61238238 A JP S61238238A
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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。(57) [Summary] This bulletin contains application data before electronic filing, so abstract data is not recorded.
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野コ
本発明はm雑で構成された管状物で補強されたエラスト
マーからなる有孔性と生体血管に近似したコンプライア
ンスを有する人工血管の製造方法に関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [Field of Industrial Application] The present invention relates to a method for manufacturing an artificial blood vessel having porosity and compliance similar to that of a biological blood vessel, which is made of an elastomer reinforced with a tubular material composed of m. .
[従来の技術]
近年、血管外科手術の進歩とともに人工血管の研究も進
み、数多くの人工血管が開発されてきている。現在、管
内径約6m以上の中口径あるいは大口径動脈用人工血管
としては、たとえば米国υSC1社製のダクロンの編物
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
テトラフルオロエチレン(以下、EPTFEという)か
らなるボアテックスなどが臨床に用いられている。 こ
れらの人工血管は、血管の内側から外側まで連通してい
る孔を有しており、生体に埋入後すみやかに仮性内皮に
よって覆われ、生体組織側からこの、孔を通して組織が
進入し、安定に器質化され、人工血管としての使命をは
たしている。このように人工血管の器質化に役立つ連通
孔を有することを、以下有孔性を有するという。しかし
、これらの人工血管は、コンプライアンスが生体血管と
大きく異なるため、生体に埋入後長時間経ると、吻合部
にバンヌス(pannus)の過形成など種々の不適合
に関する問題が発生する。また内径約6M以下の小口径
人工血管として用いると、コンプライアンスの相違が顕
著に現われ、開存性(血管のつまりにくさ)がわるく、
臨床に使用できない。したがって、膝から下の動脈や冠
状動脈などの血行再建手術には、自家動脈が使用されて
いる。[Background Art] In recent years, along with advances in vascular surgery, research on artificial blood vessels has progressed, and a large number of artificial blood vessels have been developed. Currently, artificial blood vessels for medium- or large-diameter arteries with an inner diameter of about 6 m or more are available, such as Dobesky artificial blood vessels made of Dacron knitted fabric manufactured by υSC1 in the US, and expanded polytetrafluoroethylene (hereinafter referred to as EPTFE) manufactured by Boa in the US. ) is used clinically. These artificial blood vessels have a hole that communicates from the inside to the outside of the blood vessel, and after being implanted in a living body, they are immediately covered with pseudoendothelium, and tissue enters from the living tissue side through this hole and stabilizes. It has been transformed into an organ and is fulfilling its mission as an artificial blood vessel. Having communicating pores that are useful for organizing the artificial blood vessel in this way is hereinafter referred to as having porosity. However, since the compliance of these artificial blood vessels is significantly different from that of biological blood vessels, a long period of time after implantation into a living body causes various problems related to incompatibility such as hyperplasia of pannus at the anastomotic site. In addition, when used as a small-diameter artificial blood vessel with an inner diameter of approximately 6M or less, differences in compliance will be noticeable, and patency (resistance to blood vessel clogging) will be poor.
Not for clinical use. Therefore, autologous arteries are used in revascularization surgeries for arteries below the knee, coronary arteries, and the like.
以上のことから、人工血管とくに小口径人工血管の開発
にあたっては、人工血管が有孔性を有することや、人工
血管の素材の血液適合性を向上させることに加えて、人
工血管のコンプライアンスを生体血管に近似させること
が重要であるといわれている。Based on the above, when developing artificial blood vessels, especially small-diameter artificial blood vessels, in addition to improving the porosity of the artificial blood vessels and the blood compatibility of the artificial blood vessel materials, it is necessary to improve the compliance of the artificial blood vessels with the living body. It is said that it is important to approximate blood vessels.
しかし、現在開発されている人工血管のコンプライアン
スは、笹嶋らの報告(人工臓器12[1)、179−1
82.1983)によれば、第1表の通りである。However, the compliance of currently developed artificial blood vessels is limited by the report by Sasashima et al. (Artificial Organs 12[1), 179-1
82.1983), as shown in Table 1.
[以下余白コ
第 1 表
このように現在の人工血管のコンプライアンスは、生体
の動脈と比較すると非常に小さく、動脈に対しては副管
とみなされるものである。[See table 1 below for margins] As described above, the compliance of current artificial blood vessels is extremely small compared to the arteries of living organisms, and they are considered to be accessory vessels to the arteries.
このような生体血管と人工血管とのコンプライアンスの
不一致を解決するために、米国特許第4173689号
明m書には人工血管を構成する材料としてエラストマー
を用い、管壁を多孔質とし、生体血管に類似したコンプ
ライアンスを有する人工血管の製造方法に関する開示が
なされている。しかし、この人工血管は有孔性を有さな
い。In order to resolve this discrepancy in compliance between living blood vessels and artificial blood vessels, US Pat. Disclosures have been made regarding methods of manufacturing vascular grafts with similar compliance. However, this artificial blood vessel has no porosity.
しかもこの方法で製造された人工血管のコンプライアン
スまたは管壁断面には非常に小さい孔しか存在せず、比
較的密な構造となっているので従来の人工血管のコンプ
ライアンスよりは大きくなるけれども、生体血管のそれ
と比較するとまだ小さい傾向にある。Moreover, the compliance of artificial blood vessels manufactured using this method has only very small pores in the cross section of the vessel wall, and has a relatively dense structure, so although the compliance is greater than that of conventional artificial blood vessels, It still tends to be small compared to that of .
本発明者は、このようなコンプライアンスの不一致の問
題を解決し、かつ器質化に最適な有孔性を有するエラス
トマーからなる多孔体構造の人工血管の製造方法を開発
し、特許出願をしてきている(特願昭59−51768
号明細書)。The present inventor has developed a method for manufacturing an artificial blood vessel with a porous structure made of an elastomer that solves the problem of compliance discrepancies and has porosity that is optimal for organization, and has filed a patent application. (Patent application 59-51768
No. Specification).
[発明が解決しようとする問題点コ
本発明者が開発してきた前記方法で製造した人工血管の
応力−歪曲線は、第1図の(I)に示したように、正常
な血圧範囲をこえた高い応力が加わると、生体血管のそ
れ(第1図の圓および■)とは異なってくる。したがっ
て、手術時などのように異常に高い血圧が生じたばあい
には、破裂・損傷の不安や長期間にわたる耐久性の維持
に不安が残っている。本発明は前記のごとき不安を解消
するためになされたものである。[Problems to be Solved by the Invention] As shown in Figure 1 (I), the stress-strain curve of the artificial blood vessel manufactured by the method developed by the present inventor exceeds the normal blood pressure range. When a high stress is applied, it becomes different from that of a biological blood vessel (circle and ■ in Fig. 1). Therefore, when abnormally high blood pressure occurs, such as during surgery, there are concerns about rupture or damage, and concerns about maintaining durability over a long period of time. The present invention has been made in order to eliminate the above-mentioned concerns.
[問題点を解決するための手段1
本発明者は、前記のごとき実情に鑑み、有孔性と生体血
管に近似したコンプライアンスを有することに加えて、
異常に高い血圧に耐えかつ長期間にわたる耐久性に優れ
た人工血管の製造方法について鋭意研究を重ねたところ
、エラストマーからなる多孔体構造の人工血管を製造す
る方法において、繊維で構成された管状物を補強材とし
て組み合わせることにより、前記目的が達成されること
を見出し、本発明を完成した。[Means for Solving the Problems 1] In view of the above-mentioned circumstances, the present inventors have developed a method that, in addition to having porosity and compliance similar to that of living blood vessels,
After extensive research into a method for manufacturing artificial blood vessels that can withstand abnormally high blood pressure and have excellent long-term durability, we discovered that in a method for manufacturing artificial blood vessels with a porous structure made of elastomer, a tubular material made of fibers was developed. The present invention was completed based on the discovery that the above object can be achieved by combining the following as a reinforcing material.
すなわち本発明は、造孔剤を分散させたエラストマー溶
液を心棒上にコーティングしたのち、凝固液に該心棒を
浸漬する操作を1回または2回収上繰返して人工血管を
製造する方法において、前記操作のいずれかの段階で繊
維で構成された管状物を前記心棒上に存在させることを
特徴とする人工血管の製造方法に関する。That is, the present invention provides a method for manufacturing an artificial blood vessel by repeating once or twice an operation of coating a mandrel with an elastomer solution in which a pore-forming agent is dispersed, and then immersing the mandrel in a coagulation solution. The present invention relates to a method for producing an artificial blood vessel, characterized in that a tubular object made of fibers is placed on the mandrel at any stage of the present invention.
(実施例]
本発明に用いる造孔剤は、エラストマーを溶解している
溶媒(以下、良溶媒という)に不溶なものであり、人工
血管の成形中あるいは成形後に除去できるものである。(Example) The pore-forming agent used in the present invention is insoluble in the solvent in which the elastomer is dissolved (hereinafter referred to as a good solvent), and can be removed during or after molding of the artificial blood vessel.
生体内に埋入する人工血管に用いることを考えると、造
孔剤としても生体に対して安全なものを用いることが好
ましい。それゆえ造孔剤としては、食塩や炭酸カルシろ
ムのような無機塩類、グルコースやデンプンのような水
溶性糖類あるいは蛋白質などが好ましい。しかし、食塩
のような無機塩類や水溶性糖類なとは本質的に吸湿性で
あるため、微細粒径にすると表面積が増大し、空気中の
湿気などで二次凝集をおこしやすい傾向にあり、取扱い
に充分注意を払う必要がある。一方、蛋白質は微粒子に
しても空気中の湿気などで二次凝集をおこすこともなく
、均一に安定した分散が可能である。それゆえ造孔剤と
しては、蛋白質がとくに好ましい。When considering use in artificial blood vessels to be implanted in a living body, it is preferable to use a pore-forming agent that is safe for the living body. Therefore, as the pore-forming agent, inorganic salts such as common salt and calcium carbonate, water-soluble saccharides such as glucose and starch, or proteins are preferable. However, inorganic salts such as table salt and water-soluble saccharides are essentially hygroscopic, so making them finer particles increases their surface area and tends to cause secondary aggregation due to moisture in the air. It is necessary to pay sufficient attention to handling. On the other hand, even if proteins are made into fine particles, they do not cause secondary aggregation due to moisture in the air, and can be uniformly and stably dispersed. Therefore, proteins are particularly preferred as pore-forming agents.
また蛋白質を用いると、成形した人工血管から、アルカ
リ液、酸液あるいは酵素を含む液などによって、該造孔
剤を容易に溶解除去できる。Furthermore, when a protein is used, the pore-forming agent can be easily dissolved and removed from the molded artificial blood vessel using an alkaline solution, an acid solution, a solution containing an enzyme, or the like.
このように好ましい蛋白質の具体例としては、カゼイン
、コラーゲン、ゼラチン、アルブミンなどがあげられ、
これのうちではカゼインがとくに好ましい。Specific examples of such preferred proteins include casein, collagen, gelatin, albumin, etc.
Among these, casein is particularly preferred.
前記造孔剤の粒径は74万以下が好ましく、50−以下
がさらに好ましく、30um以下であることがとくに好
ましい。ここでいう粒径とは篩の目の一辺の長さを表わ
し、これらの篩で分級された粒子のことである。粒径が
74−より大きくなると多孔体構造の孔が大きくなりす
ぎる傾向にある。The particle size of the pore-forming agent is preferably 740,000 um or less, more preferably 50 um or less, and particularly preferably 30 um or less. The particle size here refers to the length of one side of the mesh of the sieve, and refers to the particles classified by these sieves. When the particle size is larger than 74 mm, the pores of the porous structure tend to become too large.
前記造孔剤の使用量は、必要とされる有孔性、造孔剤の
粒径あるいはエラストマー溶液の組成によって変化する
ので、−概には決定することはできないが、好ましくは
20〜500%(造孔剤/エラストマーの容量%、以下
同様)、さらに好ましくは50〜350%、とくに好ま
しくは100〜300%である。造孔剤の量が500%
をこえると有孔性が大きくなりすぎたりエラストマー溶
液の粘度が高くなりすぎる傾向にある。一方、造孔剤の
量が20%未満になると、有孔性が乏しくなる傾向にあ
る。The amount of the pore-forming agent used varies depending on the required porosity, the particle size of the pore-forming agent, or the composition of the elastomer solution, and therefore cannot be determined generally, but is preferably between 20 and 500%. (volume % of pore-forming agent/elastomer, the same applies hereinafter), more preferably 50 to 350%, particularly preferably 100 to 300%. The amount of pore forming agent is 500%
If it exceeds this, the porosity tends to become too large and the viscosity of the elastomer solution tends to become too high. On the other hand, when the amount of the pore-forming agent is less than 20%, the porosity tends to become poor.
本発明に用いるエラストマーとは、血液適合性に優れた
熱可塑性エラストマー、すなわち急性毒性、炎症、溶血
、発熱反応などを惹起するような低分子溶出物を含まず
、血液の生理機能に重大な損傷を与えず、抗血栓性に浸
れた熱可塑性エラストマーである。このようなエラスト
マーとしては、たとえばポリスチレン系エラストマー、
ポリウレタン系エラストマー、ポリオレフィン系エラス
トマー、ポリエステル系エラストマーなどがあげられ、
これらを単独で用いてもよく、2種以上混合して用いて
もよい。また本発明に用いるエラストマーは、人工血管
に成形されたときエラストマーとしての性質を有してい
ればよいので、前記のようなエラストマー(樹脂)とエ
ラストマーとしての性質を有さない樹脂との組成物であ
っても、最終成形物がエラストマーとしての性質を有す
るならば、本発明に用いるエラストマーとして使用でき
る。The elastomer used in the present invention is a thermoplastic elastomer with excellent blood compatibility, that is, it does not contain low-molecular eluates that can cause acute toxicity, inflammation, hemolysis, exothermic reactions, etc., and does not cause serious damage to blood physiological functions. It is a thermoplastic elastomer impregnated with antithrombotic properties. Examples of such elastomers include polystyrene elastomers,
Examples include polyurethane elastomers, polyolefin elastomers, polyester elastomers, etc.
These may be used alone or in combination of two or more. Furthermore, since the elastomer used in the present invention only needs to have properties as an elastomer when molded into an artificial blood vessel, a composition of the above-mentioned elastomer (resin) and a resin that does not have properties as an elastomer may be used. However, if the final molded product has properties as an elastomer, it can be used as the elastomer used in the present invention.
前記エラストマーのなかでも、強度、伸び、耐久性、抗
血栓性などに優れているなどの点から、ポリエーテル型
のセグメント化ポリウレタン(セグメント化ポリウレタ
ンウレアも含む。Among the above-mentioned elastomers, polyether-type segmented polyurethane (including segmented polyurethane urea) is used because of its excellent strength, elongation, durability, and antithrombotic properties.
以下同じ)がより好ましい。さらには、ハードセグメン
トあるいはソフトセグメントにフッ素を含有するセグメ
ント化ポリウレタンや特開昭57−211358号公報
に開示されている主鎖中にポリジメチルシロキサンを含
有するセグメント化ポリウレタンが好ましい。とくに好
ましいものはソフトセグメントの一部にポリジメチルシ
ロキサンを式:
%式%
(式中、R1−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、プロピレン、ブチレ
ン、ヘキサメチレンなどのアルキレン基、algは0〜
30の整数、b、c。The same applies hereinafter) is more preferable. Further preferred are segmented polyurethanes containing fluorine in the hard or soft segments, and segmented polyurethanes containing polydimethylsiloxane in the main chain as disclosed in JP-A-57-211358. Particularly preferred is polydimethylsiloxane as a part of the soft segment. Alkylene groups such as methylene, alg is 0 to
30 integers, b, c.
e、fは0または1、dは2以上の整数を示す)のよう
な形状で含有するセグメント化ポリウレタンである。e and f are 0 or 1, and d is an integer of 2 or more).
本発明に用いるエラストマー溶液を調製するための良溶
媒は、エラストマーの種類によって変化するので一概に
は決定できないが、たとえば、N、N−ジメチルアセト
アミド、N、N−フォルムアミド、N−メチル−2−ピ
ロリドン、ジオキサン、テトラヒドロフランなどの溶媒
があげられ、これらを単独で用いてもよく、混合溶媒と
して用いてもよい。A good solvent for preparing the elastomer solution used in the present invention varies depending on the type of elastomer and cannot be determined unconditionally, but examples include N,N-dimethylacetamide, N,N-formamide, N-methyl-2 Examples include solvents such as -pyrrolidone, dioxane, and tetrahydrofuran, and these may be used alone or as a mixed solvent.
本発明に用いるエラストマー溶液は、造孔剤、エラスト
マー、良溶媒を必須成分とするが、必要に応じてエラス
トマーを溶解しない溶媒(以下、貧溶媒という)をエラ
ストマーが相変化をおこさない範囲で添加してもよい。The elastomer solution used in the present invention has a pore-forming agent, an elastomer, and a good solvent as essential components, but if necessary, a solvent that does not dissolve the elastomer (hereinafter referred to as a "poor solvent") may be added to the extent that the elastomer does not undergo a phase change. You may.
貧溶媒の添加によって、エラストマー溶液の凝固速度、
外観の形状、有孔性などを調節することができる。The solidification rate of the elastomer solution can be increased by adding a poor solvent.
Appearance shape, porosity, etc. can be adjusted.
このような貧溶媒としては、たとえば水、低級アルコー
ル類、エチレングリコール、プロピレングリコール、1
.4−ブタンジオール、グリセリンなどがあげられ、こ
れらを1種以上用いることができる。Examples of such poor solvents include water, lower alcohols, ethylene glycol, propylene glycol,
.. Examples include 4-butanediol and glycerin, and one or more of these can be used.
本発明に用いる凝固液は、実質的に貧溶媒であればよい
。たとえば水、低級アルコール類、エチレングリコール
、プロピレングリコール、1.4−ブタンジオール、グ
リセリンなどがあげられ、これらを単独で用いてもよく
、2種以上混合して用いてもよい。これらのうちで好ま
しいものとしては水、エチレングリコール、プロピレン
グリコールあるいはこれらを主成分とする貧溶媒があり
、さらに好ましいものとしては前記貧溶媒99〜50容
量%に1〜50容量%の良溶媒を添加した混合溶媒であ
る。なぜなら凝固液に良溶媒を加えることにより、凝固
液中でのエラストマー溶液の凝固速度が遅くなることに
起因するためか、有孔性が容易にえられるようになるか
らである。The coagulating liquid used in the present invention may be substantially a poor solvent. Examples include water, lower alcohols, ethylene glycol, propylene glycol, 1,4-butanediol, glycerin, etc., and these may be used alone or in combination of two or more. Among these, preferred are water, ethylene glycol, propylene glycol, or poor solvents containing these as main components, and more preferred are 99 to 50 volume % of the poor solvent and 1 to 50 volume % of a good solvent. This is the mixed solvent added. This is because, by adding a good solvent to the coagulation liquid, porosity can be easily obtained, probably because the coagulation rate of the elastomer solution in the coagulation liquid is slowed down.
本発明に用いる心棒は、エラストマー溶液に溶解しない
限りとくに限定されるものではない。The mandrel used in the present invention is not particularly limited as long as it is not dissolved in the elastomer solution.
たとえば表面が滑らかなガラス棒、テフロン棒ある°い
はステンレス棒などが適する。また心棒のかわりに任意
の形の型を用いることにより、管状の成形物以外の各種
の医療成形体が本発明の方法によって製造できることは
いうまでもない。たとえば型として平板を用いれば膜状
の成型体かえられ、これは人工皮膚などに利用できる。For example, glass rods with smooth surfaces, Teflon rods, or stainless steel rods are suitable. It goes without saying that by using a mold of any shape in place of the mandrel, various medical molded objects other than tubular molded objects can be manufactured by the method of the present invention. For example, if a flat plate is used as a mold, a film-like molded product can be obtained, which can be used for things such as artificial skin.
本発明に用いる繊維とは、糸、網、綱、織物、編物、組
物、不繊布などをつくるのに使われる長さが径の100
倍以上の細くて長い物体である。The fibers used in the present invention are used to make threads, nets, ropes, woven fabrics, knitted fabrics, braided fabrics, nonwoven fabrics, etc.
It is a slender and long object more than twice as long.
前記繊維は、生体に対して安全で、生体内での劣化が無
視でき、滅菌操作に耐え、目的の管状物に加工できるも
のであれば、有機系、無機系を問わず、とくに限定され
ることなく使用しうる。加工性、入手の容易さ、しなや
かさ、均一性などの点からすると、再生人造Il維、半
合成繊維、合成繊維が好ましい。これらの具体例として
は、セルロース系、タンパク質系、ポリアミド系、ポリ
エステル系、ポリウレタン系、ポリエチレン系、ポリス
チレン系、ポリ塩化ビニ\ル系、ポリ塩化ビニリデン系
、ポリフルオロエチレン系、ポリアクリル系、ポリビニ
ルアルコール系などのm維があげられる。これらのうち
でも伸縮性を有する繊維であることがさらに好ましく、
その具体例としては、ゴム系、ポリウレタン弾性系、ポ
リエステル弾性系などの繊維のように、tm維自体が伸
縮性を有するものや、ウーリーナイロン、ウーリーデト
ロンに代表される伸縮性かさ高加工糸や、ゴムあるいは
スパンデックスフィラメントを伸張状態にして他の紡績
糸あるいはフィラメントを巻き付けた糸であるカバード
ヤーンなどがあげられる。The fibers are particularly limited, regardless of whether they are organic or inorganic, as long as they are safe for living organisms, have negligible deterioration in vivo, can withstand sterilization, and can be processed into desired tubular products. It can be used without any problems. In terms of processability, ease of availability, flexibility, uniformity, etc., recycled artificial Il fibers, semi-synthetic fibers, and synthetic fibers are preferred. Specific examples of these include cellulose, protein, polyamide, polyester, polyurethane, polyethylene, polystyrene, polyvinyl chloride, polyvinylidene chloride, polyfluoroethylene, polyacrylic, and polyvinyl. Examples include alcohol-based m-fibers. Among these, stretchable fibers are more preferable,
Specific examples include those in which the TM fiber itself is stretchable, such as rubber-based, polyurethane elastic-based, and polyester elastic-based fibers, and stretchable bulky yarns such as woolly nylon and woolly detron. and covered yarn, which is a yarn made by stretching rubber or spandex filaments and wrapping them around other spun yarns or filaments.
本発明に用いる繊維で構成された管状物とは、前記l!
維、前記繊維の少なくとも1種以上を紡績した糸、前記
繊維の少なくとも1種以上のマルチフィラメント、これ
らを組み合わせた糸などを用いた織物、編物、組物、不
織布、これらを組み合わせたもの、あるいは発泡ポリウ
レタンなどからなるスポンジ状物などからなる管状物の
ことである。該管状物はエラストマーからなる多孔体構
造部分と組み合わせたばあい、生体血管に近似したコン
プライアンスを有するものであれば管状物であるかぎり
とくに限定はしないが応力−歪曲線が生体血管(第1図
のlや■)に近似するものが好ましい。該管状物のこの
ような性質はたとえばつぎの2つの方法の単独あるいは
組み合わせで達成可能である。一番目は繊維の組み合わ
せ頻度や組み合わせ点をルーズに調節する方法である。The tubular material made of fibers used in the present invention refers to the above-mentioned l!
woven fabrics, knitted fabrics, braided fabrics, nonwoven fabrics, and combinations of these; A tubular product made of a sponge-like material such as polyurethane foam. When the tubular object is combined with a porous structure made of elastomer, there is no particular limitation as long as the tubular object has a compliance similar to that of a living blood vessel, but the stress-strain curve will be similar to that of a living blood vessel (Fig. 1). It is preferable to use one that approximates l and ■). Such properties of the tubular article can be achieved, for example, by the following two methods alone or in combination. The first method is to loosely adjust the frequency and combination points of fibers.
二番目は伸縮性の繊維を使用する方法である。前記管状
物は繊維またはmr!!からつくられたもの単独で管状
構造に形成されていてもよく、エラストマーからなる多
孔体構造部分と組合わされて人工血管になったときに管
状構造を形成するようになっていてもよい。加工性、作
業性、生体血管に近似したコンプライアンスや応力−歪
曲線をうるなどの点からすると、繊維の編物からなる管
状物であることが好ましく、伸縮性繊維をメリヤス編み
した管状物であることがさらに好ましい。The second method is to use stretchable fibers. The tubular material is made of fiber or mr! ! It may be formed into a tubular structure by itself, or it may be combined with a porous structure part made of an elastomer to form a tubular structure when it is made into an artificial blood vessel. From the viewpoint of processability, workability, and obtaining compliance and stress-strain curves similar to biological blood vessels, it is preferable to use a tubular product made of knitted fibers, and preferably a tubular product made of stockinette knitted stretchable fibers. is even more preferable.
つぎに本発明の人工血管の製造方法を一実施態様にもと
づいて説明する。Next, the method for manufacturing an artificial blood vessel of the present invention will be explained based on one embodiment.
造孔剤を分散させたエラストマー溶液を心棒上にコーテ
ィングしたのち、凝固液に該心棒を1回または2回以上
繰返して浸漬し、エラストマーを析出させる操作のいず
れかの段階で繊維で構成された管状物を前記心棒上に存
在させる。After coating the mandrel with an elastomer solution in which a pore-forming agent is dispersed, the mandrel is repeatedly immersed in a coagulation solution once or twice or more to precipitate the elastomer. A tubing is present on the mandrel.
所定の厚みを有する管状物がえられれば、充分に脱溶媒
し、心棒を抜取り、造孔剤を除去することによって人工
血管がえられる。Once a tubular product having a predetermined thickness is obtained, an artificial blood vessel can be obtained by sufficiently removing the solvent, extracting the mandrel, and removing the pore-forming agent.
本発明の製造方法のなかで繊維で構成された管状物を心
棒上に存在させる最も代表的な方法は、繊維で構成され
た管状構造を有する管状物で心棒を覆う方法あるいは繊
維またはauiからなる帯状物などを管状構造になるよ
うに心棒上に巻き付ける方法である。上記繊維で構成さ
れた管状物は、心棒上に直接存在させてもよく、またエ
ラストマーが析出した心棒上に存在させてもよいが、エ
ラストマーが析出した心棒上に上記管状物を存在させた
のち、エラストマー溶液のコーティングおよびエラスト
マーの析出を1回または2回以上繰返すのが好ましい。Among the manufacturing methods of the present invention, the most typical method of placing a tubular object made of fibers on the mandrel is a method of covering the mandrel with a tubular material having a tubular structure made of fibers, or a method of covering the mandrel with a tubular material having a tubular structure made of fibers, or a method made of fibers or au. This is a method in which a strip or the like is wrapped around a mandrel to form a tubular structure. The tubular material made of the fibers may be placed directly on the mandrel, or may be provided on the mandrel on which the elastomer has been deposited, but after the tubular material is present on the mandrel on which the elastomer has been deposited, , coating of the elastomer solution and precipitation of the elastomer are preferably repeated one or more times.
このようにして本発明の方法で製造された人工血管の内
側、つまり血液接触面は、血液適合性に浸れたエラスト
マーで構成されており、血液適合性は良好であるが、生
体への埋入初期の抗血栓性をさらに向上させる目的で人
工血管の内側表面に、アルブミン、ゼラチン、コンドロ
イチンtiiH!、ヘパリン化材料などをコーティング
してもよい。The inside of the artificial blood vessel manufactured by the method of the present invention, that is, the blood contact surface, is composed of an elastomer soaked in blood compatibility, and although it has good blood compatibility, it is difficult to implant it into a living body. In order to further improve the initial antithrombotic properties, albumin, gelatin, and chondroitin tiiH! are added to the inner surface of the artificial blood vessel. , heparinized material, etc. may be coated.
以上説明した本発明の方法で製造された人工血管の管壁
はエラストマーからなる多孔体構造部分と!lll1か
らなる管状動部分とから構成される。該エラストマーか
らなる多孔体構造部分には管壁の内側から外側まで厚さ
全体にわたって孔が存在している。眼孔は、少なくとも
一部分が互いに連通しており、内側表面および外側表面
には眼孔の少なくとも一部分が外部に向って開口してお
り、有孔性を有している。眼孔を形成している隔壁はエ
ラストマーからなり、連続的につながっている。さらに
前記隔壁自体もその内部に良溶媒と凝固液の置換にとも
なって生成する微小な孔や穴を多数含有する。このよう
な隔壁は疎な構造となり、生体血管に近似したコンプラ
イアンスや応力−歪曲線を有する人工血管をうるために
は好ましい。また、このような疎な構造を有する隔壁は
溶液のコーテイング物を乾燥させたりあるいは溶融状態
のものから製造するのは困難であるが、本発明の製造方
法によれば容易に製造しつる。The wall of the artificial blood vessel manufactured by the method of the present invention explained above has a porous structure made of elastomer! It consists of a tubular moving part consisting of lll1. In the porous structure made of the elastomer, pores exist over the entire thickness from the inside to the outside of the tube wall. At least a portion of the eye hole communicates with each other, and at least a portion of the eye hole opens outward on the inner surface and the outer surface, and has a porous property. The septum forming the eye opening is made of elastomer and is continuous. Further, the partition wall itself contains a large number of minute pores and pores formed therein as the good solvent and coagulating liquid are replaced. Such a partition wall has a sparse structure, which is preferable for obtaining an artificial blood vessel having a compliance and stress-strain curve similar to that of a living blood vessel. Although it is difficult to manufacture partition walls having such a sparse structure by drying a solution coating or from a molten state, it can be easily manufactured by the manufacturing method of the present invention.
本発明の方法で製造した人工血管は、管の内径と管壁の
厚さを生体血管にあわせたとき、その生体血管と一致す
るコンプライアンスにすることができる。The artificial blood vessel manufactured by the method of the present invention can have a compliance that matches that of a living blood vessel when the inner diameter of the pipe and the thickness of the wall of the pipe are matched to that of the living blood vessel.
本明細書にいうコンプライアンスとは、式(1):C=
Δv×100(1)
(式中、Cはコンプライアンス、vOは内圧50mmH
gのときの測定血管の内容積、ΔPは内圧50imHg
から内圧150ma+Haまでの10(lolfllH
!II、ΔVは内圧50118Oから内圧150111
H1)までの間に増加する測定血管の内容積である)で
定義されるものである。具体的な測定は閉鎖回路に測定
血管を挿入し、微盪定働ポンプを用いてこの回路に液体
を注入し、注入液量と回路内の圧力の変化とを測定し、
(1)式からコンプライアンスを求める。Compliance as referred to herein means formula (1): C=
Δv×100(1) (In the formula, C is compliance, vO is internal pressure 50mmH
The internal volume of the measured blood vessel when g, ΔP is the internal pressure 50 imHg
10 (lolfllH) from to internal pressure 150ma+Ha
! II, ΔV is from internal pressure 50118O to internal pressure 150111
H1) is the internal volume of the measured blood vessel that increases during the period up to H1). For specific measurements, a measurement blood vessel is inserted into a closed circuit, a liquid is injected into this circuit using a constant-motion pump, and the amount of injected liquid and the change in pressure within the circuit are measured.
Obtain compliance from equation (1).
しかし、有孔性を有する人工血管の測定では、プレクロ
ッティングなどにより管壁の連通孔を塞ぐ処理が必要で
ある。However, when measuring a porous artificial blood vessel, it is necessary to close the communicating holes in the vessel wall by preclotting or the like.
生体血管のコンプライアンスは、動脈、静脈、血管の口
径などによって異なる。したがって、人工血管として好
ましいコンプライアンスは、人工血管の口径や使用部位
などによって異なり、−概には決められないが、本発明
の人工血管はそれぞれの生体血管に近似したコンプライ
アンスを有するように製造しうる。通常の血行再建手術
の行なわれる生体血管のコンプライアンスが01〜08
8程度であるため、このような範囲にすることがさらに
好ましいと考えられる。本発明の人工血管のコンプライ
アンスは前記のようにして調節することができ、031
〜038の範囲で任意のものを製造することができる。The compliance of living blood vessels varies depending on the diameter of the artery, vein, blood vessel, etc. Therefore, the preferable compliance for an artificial blood vessel varies depending on the caliber of the artificial blood vessel, the site of use, etc. - Although it cannot be determined generally, the artificial blood vessel of the present invention can be manufactured to have a compliance similar to each biological blood vessel. . Compliance of living blood vessels where normal revascularization surgery is performed is 01-08
Since it is about 8, it is considered that it is more preferable to set it in such a range. The compliance of the artificial blood vessel of the present invention can be adjusted as described above,
Any product within the range of ~038 can be manufactured.
コンプライアンスが0.1〜0.8の人工血管は、その
太さなどにもよるが動脈用血管などの用途に、また内径
が1〜6#IIlであり、コンプライアンスが0.1〜
0.5のものは小口動脈用人工血管として好適に使用し
つる。Artificial blood vessels with a compliance of 0.1 to 0.8 are suitable for applications such as arterial blood vessels, depending on their thickness, and those with an inner diameter of 1 to 6 #IIl and compliance of 0.1 to 0.8.
0.5 is suitably used as an artificial blood vessel for small ostium arteries.
本発明の方法で製造された人工血管は、有孔性であり、
コンプライアンスが生体血管に近似している。さらに繊
維で構成された管状物で補強されているために、手術時
などで異常に高い血圧が生じたり、外部から強い力を受
けたばあいでも、破損や損傷などがなく、長期間にわた
る耐久性の維持にも優れている。The artificial blood vessel manufactured by the method of the present invention is porous,
Compliance approximates that of biological blood vessels. Furthermore, since it is reinforced with a tubular material made of fibers, it will not break or damage even if abnormally high blood pressure occurs during surgery or if strong external force is applied, ensuring long-term durability. It is also good for maintaining sex.
これらの性質に加えて、つぎに示すような有用な性質も
併有している。まず血液接触面が抗血栓性に優れたエラ
ストマーからなり、また接触面には血流を乱すような凹
凸が存在しないので血液適合性に優れている。In addition to these properties, it also has the following useful properties. First, the blood contact surface is made of an elastomer with excellent antithrombotic properties, and the contact surface has no irregularities that would disturb blood flow, so it has excellent blood compatibility.
また管壁が実質的にエラストマーの連続した構造である
ため、任意の長さに切断しても切口がほつれることはな
い。また管壁断面がエラストマー密度の低い構造のため
、縫合針の貫通性が非常によく、生体血管との縫合が容
易であり、かつ縫合部を引張っても縫合部がほつれたり
、縫合糸がはずれることはない。その上管壁がエラスト
マーから形成されているため、縫合糸の貫通性も針が存
在しなくなると自己閉塞し、血液の漏れが生じない。さ
らに驚くべき性質としては、本発明による人工血管は、
その内部に血液が流れ、血圧がかかった状態では結節を
生じない。これは、コンプライアンスが生体血管に近似
していることに起因するものと考えられる。Furthermore, since the tube wall is essentially a continuous elastomer structure, the cut end will not fray even if it is cut to an arbitrary length. In addition, because the cross section of the tube wall has a structure with low elastomer density, suture needle penetration is very good, making it easy to suture with living blood vessels, and even if the suture is pulled, the suture will not fray or the suture will come off. Never. Moreover, since the tube wall is made of an elastomer, the suture's penetrability also self-occlusions in the absence of the needle, preventing blood leakage. As a further surprising property, the artificial blood vessel according to the present invention has
Nodules do not form when blood flows inside and pressure is applied. This is considered to be due to the fact that the compliance is similar to that of living blood vessels.
以上述べてきたように、本発明の人工血管の製造方法は
つぎのような特徴を有する。As described above, the method for manufacturing an artificial blood vessel of the present invention has the following features.
■有孔性を有する人工血管を製造しつる。■Manufacture and manufacture porous artificial blood vessels.
■生体血管に近似したコンプライアンスを有する人工血
管を製造しつる。■Manufacture artificial blood vessels with compliance similar to biological blood vessels.
■異常に高い血圧に耐え長期間にわたる耐久性に優れた
人工血管を製造しうる。■It is possible to manufacture artificial blood vessels that can withstand abnormally high blood pressure and have excellent long-term durability.
■つぎに示す人工血管としての基本的な性質を満たす人
工血管を製造することができる。■An artificial blood vessel that satisfies the following basic properties as an artificial blood vessel can be manufactured.
・血液接触面が血液適合性に優れている。・Blood contact surface has excellent blood compatibility.
・縫合針の貫通性が非常によく、縫合が容易である。・The suture needle has very good penetrating properties, making suturing easy.
・任意の長さに切断しても切口のほつれが発生しない。・Even when cut to any length, the cut end will not fray.
・縫合部から縫合糸がほつれることがない。・The suture thread will not come undone from the suture area.
・縫合針の貫通孔が自己閉塞する。・The suture needle's through hole self-closes.
・血圧がかかった状態では結節を生じ難い。・Nodules are less likely to form under high blood pressure.
したがって本発明の方法で製造された人工血管は、血行
再建手術にあたって、人工血管、バイパス用人工血管、
バッチ用材料に使用することができ、ブラッドアクセス
などにも使用することができる。さらに0.1〜0.8
のコンプライアンスを有する動脈用人工血管として用い
ることができる。とくにコンプライアンスが生体血管に
近似し、血液接触面が血液適合性に優れていることから
、現在臨床に使用する人工血管が存在しない0.1〜0
.5のコンプライアンスを有し、内径約1〜6Mの小口
径動脈用人工血管としても使用することができる。とく
に膝から下の動脈の血行再建や大動脈−冠状動脈バイパ
ス用人工血管として好適に使用することができる。Therefore, the artificial blood vessel manufactured by the method of the present invention can be used for revascularization surgery, such as artificial blood vessels, bypass artificial blood vessels,
Can be used for batch materials, and can also be used for blood access, etc. Further 0.1-0.8
It can be used as an arterial artificial blood vessel with a compliance of In particular, the compliance is close to that of biological blood vessels, and the blood contact surface has excellent blood compatibility, so there are currently no artificial blood vessels in clinical use.
.. It has a compliance of 5, and can also be used as a small-caliber arterial artificial blood vessel with an inner diameter of approximately 1 to 6M. In particular, it can be suitably used for revascularization of arteries below the knee and as an artificial blood vessel for aorta-coronary artery bypass.
また本発明による人工血管は、その外側にコンプライア
ンスの小さいネットなどをかぶせることにより、静脈用
人工血管としても使用することができ、尿管などの生体
の柔らかい管状物の代替えとしての使用も可能である。Furthermore, the artificial blood vessel according to the present invention can be used as a venous artificial blood vessel by covering the outside with a net with low compliance, and can also be used as a substitute for soft tubular objects in living bodies such as ureters. be.
つぎに実施例にもとづいて本発明の人工血管の製造方法
を説明する。Next, the method for manufacturing an artificial blood vessel of the present invention will be explained based on Examples.
実施例1
4.4゛−ジフェニルメタンジイソシアネート27、3
5部(重量部、以下同様)とポリオキシテトラメチレン
グリコール(分子量2000) 54.7部を用いてプ
レポリマーを合成したのち、エチレングリコール4.7
5部と両末端ポリエチレングリコールポリジメチルシロ
キサン(両末端のポリエチレングリコールの平均分子量
681、ポリジメチルシロキサンの平均分子11040
) 13.2部を用いて鎖延長を行ない、主鎖にポリジ
メチルシロキサンを含有するセグメント化ポリウレタン
を合成した。Example 1 4.4′-diphenylmethane diisocyanate 27,3
After synthesizing a prepolymer using 5 parts by weight (the same applies hereinafter) and 54.7 parts of polyoxytetramethylene glycol (molecular weight 2000), 4.7 parts of ethylene glycol
5 parts and both terminal polyethylene glycol polydimethylsiloxane (average molecular weight of polyethylene glycol at both ends 681, average molecular weight of polydimethylsiloxane 11040
) Chain extension was performed using 13.2 parts to synthesize a segmented polyurethane containing polydimethylsiloxane in the main chain.
えられたポリウレタンの抗張力は350Kt/cri、
伸びは670xであり、ジスマンプロットから求めた臨
界表面張力は28 d y n / ctaであった。The tensile strength of the obtained polyurethane is 350Kt/cri,
The elongation was 670x, and the critical surface tension determined from the Zisman plot was 28 dyn/cta.
ジオキサン50dとN、 N−ジメチルアセトアミド3
0dとの混合溶媒に、粒径30J以下のカゼイン22.
5SJをホモジナイザーで攪拌分散させ、ついで前記ポ
リウレタン159を加えて攪拌溶解させた。この分散溶
液に直径3mのガラス棒を浸漬したのち取り出し、ガラ
ス棒上に前記分散溶液を均一にコーティングした。この
心棒をエチレングリコールに浸漬し、エラストマーを析
出させた。Dioxane 50d and N,N-dimethylacetamide 3
casein with a particle size of 30J or less in a mixed solvent with 0d.
5SJ was stirred and dispersed using a homogenizer, and then the polyurethane 159 was added and stirred and dissolved. A glass rod with a diameter of 3 m was immersed in this dispersion solution, then taken out, and the dispersion solution was uniformly coated onto the glass rod. This mandrel was immersed in ethylene glycol to precipitate the elastomer.
つぎに20デニールのスパンデックスに70デニールの
ナイロン繊維を巻き付けたカバードヤーンを用いて12
針のヘッドを有するリボン編機で編んだ直径約3mの管
状物を前記エラストマーが表面に析出しているガラス棒
にかぶせた。該ガラス棒を前記分散溶液に浸漬させたの
ち取り出して、表面に前記分散溶液を付与させたのち、
前記凝固液に浸漬させた。充分にエラストマーを析出さ
せたのち該心棒を取り出し、表面の凝固液を除去した。Next, using covered yarn made by wrapping 70 denier nylon fibers around 20 denier spandex,
A tube approximately 3 m in diameter knitted by a ribbon knitting machine with a needle head was placed over the glass rod on which the elastomer was deposited. After immersing the glass rod in the dispersion solution and taking it out and applying the dispersion solution to the surface,
It was immersed in the coagulation solution. After the elastomer was sufficiently deposited, the mandrel was taken out and the coagulated liquid on the surface was removed.
さらに前記と同様の方法で心棒上に分散溶液を付着させ
たのち、;疑問液中でエラストマーを析出させた。その
のち充分水洗を行ない、ガラス棒を抜き取り、複合管状
物をえた。この複合管状物をpH13,5の水酸化ナト
リウム水溶液に浸漬し、カゼインを抽出除去し、最後に
充分水洗を行ない、本発明による人工血管をえた。Furthermore, after depositing the dispersion solution on the mandrel in the same manner as described above, the elastomer was precipitated in the interrogation solution. After that, the glass rod was thoroughly washed with water and the glass rod was removed to obtain a composite tubular product. This composite tubular article was immersed in an aqueous sodium hydroxide solution having a pH of 13.5 to extract and remove casein, and finally thoroughly washed with water to obtain an artificial blood vessel according to the present invention.
えられた人工血管は内径約3M、外径的4.5履であっ
た。この人工血管を走査型電子顕m鏡で観察したところ
、内側表面には約20〜30−の円形〜楕円形の孔が存
在し、外側表面には約1〜10通の円形ないし不定形の
孔が存在した。管壁断面には中央部に繊維で構成された
管状物が取り込まれており、残りのエラストマーの部分
は孔の隔壁を構成する連結したエラストマーからなる網
目状構造となっていた。The obtained artificial blood vessel had an inner diameter of approximately 3M and an outer diameter of 4.5 mm. When this artificial blood vessel was observed using a scanning electron microscope, it was found that there were about 20 to 30 circular to oval holes on the inner surface, and about 1 to 10 circular to irregularly shaped holes on the outer surface. There were holes. The cross-section of the tube wall contained a tubular material made of fibers in the center, and the remaining elastomer part had a network structure of connected elastomers that formed the partition walls of the pores.
つぎにこの人工血管に120mmHgの水圧で水をとお
したところ、人工血管の内側表面1 cM当り1分間に
約50ai!の水が人工血管の外側表面に浸透し、有孔
性を有することがわかった。Next, when water was passed through this artificial blood vessel at a water pressure of 120 mmHg, the result was approximately 50 ai per minute per 1 cm of the inner surface of the artificial blood vessel! It was found that water penetrated into the outer surface of the artificial blood vessel, making it porous.
つぎにこの人工血管を生血でプレクロットリングしたの
ち、長さ8 cmに切って、閉鎖回路に挿入し、1スト
ローク 0.057送液する定量ポンプで牛のACD血
液をこの閉鎖回路に送液して、内圧の変化を測定した。Next, this artificial blood vessel was pre-clotted with live blood, cut into 8 cm lengths, inserted into a closed circuit, and fed with a metering pump that pumped 0.057 ml per stroke of bovine ACD blood into the closed circuit. The change in internal pressure was measured.
定量ポンプのストローク数と内圧の変化とから、(1)
式よりコンプライアンスを測定したところ、0.30で
あった。From the stroke number of the metering pump and the change in internal pressure, (1)
Compliance was measured using the formula and found to be 0.30.
この人工血管の応力−歪曲線を島津オートグラフl52
000を用いて測定したところ、生体血管に近似してい
る第1図に示した(I[)のグラフかえられた。The stress-strain curve of this artificial blood vessel was calculated using Shimadzu Autograph l52.
000, the graph of (I[) shown in FIG. 1, which approximates a biological blood vessel, was changed.
つぎにこの人工血管を雑種成人の大腿動脈に約7備の長
さで移植したところ、2力月以上の開存性を示した。Next, when this artificial blood vessel was transplanted to a length of approximately 7 cm into the femoral artery of an adult mongrel, it showed a patency of more than 2 months.
またこの人工血管は、任意の箇所で切断しても切断部分
がほつれることなく、縫合性にも優れ、縫合針の貫通孔
は針を除くと自己閉塞した。Furthermore, even if this artificial blood vessel was cut at any point, the cut portion did not fray, and the sutureability was excellent, and the through hole of the suture needle self-occluded when the needle was removed.
また該人工血管は、内圧が50〜15011H(J存在
する状態で結節を生じ難い傾向にあった。In addition, the artificial blood vessel had a tendency to be less likely to form knots in the presence of an internal pressure of 50 to 15011 H (J).
以上のことからこの人工血管は優れたものであり、とく
に小口径動脈用人工血管として優れていることがわかる
。From the above, it can be seen that this artificial blood vessel is excellent, especially as an artificial blood vessel for small diameter arteries.
実施例2
平均粒径4−の炭酸カルシウム50gと、実施例1のセ
グメント化ポリウレタン109をジオキサン50Idと
N、N−ジメチルアセトアミド50dとの混合溶媒に攪
拌溶解した。この分散溶液に直径3#lImのガラス棒
を浸漬したのち取り出し、ガラス棒上に前記溶液を均一
にコーティングした。Example 2 50 g of calcium carbonate having an average particle size of 4- and the segmented polyurethane 109 of Example 1 were stirred and dissolved in a mixed solvent of dioxane 50Id and N,N-dimethylacetamide 50d. A glass rod with a diameter of 3 #lIm was immersed in this dispersion solution and then taken out, and the solution was uniformly coated onto the glass rod.
この心棒をプロビリングリコールに浸漬し、エラストマ
ーを析出させた。この操作をもう一度行なったのち、5
0デニールのウーリー加工したポリエステル繊維を用い
て24針のヘッドを有するリボン編曙で編んだ直径、3
#Iの管状物を前記エラストマーが表面に析出している
ガラス棒にかぶせた。該ガラス棒を前記分散溶液に浸漬
させたのち取り出して、表面に前記分散液を付与させた
のち、前記凝固液に浸漬させた。充分にエラストマーを
析出させたのち、ガラス棒を抜き取り、複合管状物をえ
た。この複合管状物を水洗したのち、1Nの塩酸水溶液
に浸漬し、炭酸カルシウムを溶解除去し、最後に充分水
洗を行ない、本発明による人工血管をえた。This mandrel was immersed in probilin glycol to precipitate the elastomer. After performing this operation again, 5
Diameter: 3 knitted using ribbon knitting with 24 needle heads using 0 denier woolly processed polyester fiber.
A #I tubing was placed over a glass rod with the elastomer deposited on its surface. The glass rod was immersed in the dispersion solution and then taken out, the surface of the glass rod was coated with the dispersion solution, and then immersed in the coagulation solution. After the elastomer was sufficiently deposited, the glass rod was removed to obtain a composite tubular article. After washing this composite tubular article with water, it was immersed in a 1N hydrochloric acid aqueous solution to dissolve and remove calcium carbonate, and finally thoroughly washed with water to obtain an artificial blood vessel according to the present invention.
えられた人工血管は内径的31I11、外径的4.0麿
であった。この人工血管を走査型電子顕微鏡で観察した
ところ、内側表面には約8〜10−の円形〜楕円型の孔
が存在し、外側表面には約1〜10虜の円形ないし不定
形の孔が存在した。管壁断面には外側の部分に繊維で構
成された管状物が取り込まれており、残りのエラストマ
一部分は網目状構造となっていた。The obtained artificial blood vessel had an inner diameter of 31I11 and an outer diameter of 4.0mm. When this artificial blood vessel was observed using a scanning electron microscope, it was found that there were about 8 to 10 circular to oval shaped holes on the inner surface, and about 1 to 10 circular to irregularly shaped holes on the outer surface. Were present. A tubular material made of fibers was incorporated in the outer portion of the tube wall cross section, and the remaining elastomer portion had a network structure.
この人工血管の有効性とコンプライアンスと応力−歪曲
線を実施例1と同じ方法で測定した。The effectiveness, compliance, and stress-strain curve of this artificial blood vessel were measured in the same manner as in Example 1.
有効性は1分間で101d/cIiであり、コンプライ
アンスは0.5であった。応力−歪曲線は、第1図に示
したNのグラフに近似していた。Efficacy was 101 d/cIi in 1 minute and compliance was 0.5. The stress-strain curve was similar to the N graph shown in FIG.
第1図は多孔体構造を有する人工血管(グラフ(I))
、実施例1でえられた人工血管(グラフ(I))、胸部
大動脈(グラフ(II) )および頚動脈(グラフ(M
)それぞれの応力−歪曲線を示すグラフである。
才1 スFigure 1 shows an artificial blood vessel with a porous structure (graph (I))
, the artificial blood vessel obtained in Example 1 (graph (I)), the thoracic aorta (graph (II)) and the carotid artery (graph (M)).
) is a graph showing each stress-strain curve. 1 year old
Claims (1)
ーティングしたのち、凝固液に該心棒を浸漬する操作を
1回または2回以上繰返して人工血管を製造する際に、
前記操作のいずれかの段階で繊維で構成された管状物を
前記心棒上に存在させることを特徴とする人工血管の製
造方法。1. When manufacturing an artificial blood vessel by coating the mandrel with an elastomer solution in which a pore-forming agent is dispersed, and then repeating the operation of immersing the mandrel in a coagulation solution once or twice,
A method for manufacturing an artificial blood vessel, characterized in that a tubular object made of fibers is placed on the mandrel at any stage of the operation.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP60079911A JPS61238238A (en) | 1985-04-15 | 1985-04-15 | Production of artificial blood vessel |
Applications Claiming Priority (1)
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JP60079911A JPS61238238A (en) | 1985-04-15 | 1985-04-15 | Production of artificial blood vessel |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
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Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPS61238238A (en) |
Cited By (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS61244345A (en) * | 1985-04-19 | 1986-10-30 | 鐘淵化学工業株式会社 | Production of artificial blood vessel |
JPS63171555A (en) * | 1987-01-09 | 1988-07-15 | 宇部興産株式会社 | Artificial blood vessel and its production |
JPS645544A (en) * | 1987-06-29 | 1989-01-10 | Toray Industries | Artificial blood vessel excellent in handling property and healing property and its preparation |
JPS6464650A (en) * | 1987-09-04 | 1989-03-10 | Ube Industries | Artificial blood vessel |
WO1992002195A1 (en) * | 1990-07-31 | 1992-02-20 | Ube Industries, Ltd. | Artificial blood vessel and production thereof |
US5549664A (en) * | 1990-07-31 | 1996-08-27 | Ube Industries, Ltd. | Artificial blood vessel |
Citations (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS5328996A (en) * | 1976-08-31 | 1978-03-17 | Asahi Chemical Ind | Antithrombotic tubular member |
JPS57150954A (en) * | 1981-02-13 | 1982-09-17 | Thoratec Lab Corp | Artery implant prosthesis |
JPS602254A (en) * | 1983-06-18 | 1985-01-08 | 鐘淵化学工業株式会社 | Artificial blood vessel and production thereof |
-
1985
- 1985-04-15 JP JP60079911A patent/JPS61238238A/en active Pending
Patent Citations (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS5328996A (en) * | 1976-08-31 | 1978-03-17 | Asahi Chemical Ind | Antithrombotic tubular member |
JPS57150954A (en) * | 1981-02-13 | 1982-09-17 | Thoratec Lab Corp | Artery implant prosthesis |
JPS602254A (en) * | 1983-06-18 | 1985-01-08 | 鐘淵化学工業株式会社 | Artificial blood vessel and production thereof |
Cited By (9)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS61244345A (en) * | 1985-04-19 | 1986-10-30 | 鐘淵化学工業株式会社 | Production of artificial blood vessel |
JPS63171555A (en) * | 1987-01-09 | 1988-07-15 | 宇部興産株式会社 | Artificial blood vessel and its production |
JPH0579340B2 (en) * | 1987-01-09 | 1993-11-02 | Ube Industries | |
JPS645544A (en) * | 1987-06-29 | 1989-01-10 | Toray Industries | Artificial blood vessel excellent in handling property and healing property and its preparation |
JPH0462740B2 (en) * | 1987-06-29 | 1992-10-07 | Toray Industries | |
JPS6464650A (en) * | 1987-09-04 | 1989-03-10 | Ube Industries | Artificial blood vessel |
JPH0581258B2 (en) * | 1987-09-04 | 1993-11-12 | Ube Industries | |
WO1992002195A1 (en) * | 1990-07-31 | 1992-02-20 | Ube Industries, Ltd. | Artificial blood vessel and production thereof |
US5549664A (en) * | 1990-07-31 | 1996-08-27 | Ube Industries, Ltd. | Artificial blood vessel |
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