JPS63119755A - 人工血管およびその製造方法 - Google Patents
人工血管およびその製造方法Info
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- JPS63119755A JPS63119755A JP61265578A JP26557886A JPS63119755A JP S63119755 A JPS63119755 A JP S63119755A JP 61265578 A JP61265578 A JP 61265578A JP 26557886 A JP26557886 A JP 26557886A JP S63119755 A JPS63119755 A JP S63119755A
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- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10S623/00—Prosthesis, i.e. artificial body members, parts thereof, or aids and accessories therefor
- Y10S623/901—Method of manufacturing prosthetic device
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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
（産業上の利用分野）
本発明は人工血管に適した抗血栓性のハイド［ｉゲル層
を有する人工血管およびその製造方法に関するものであ
る。
を有する人工血管およびその製造方法に関するものであ
る。
（従来の技術とその問題点）
現在使用されている人工血管は全て偽内膜生成型で、生
体に埋植された後、直ちに血栓が生成する。血栓がある
程度の厚みで人工血管の内壁を覆うと、それ以上には血
栓が生成せず、血液の流通は確深される。その後、偽内
股が生長してきて、最終的にはこの偽内膜による抗血栓
性を獲得することにより、人工血管としての機能を果た
すことを目的としている。
体に埋植された後、直ちに血栓が生成する。血栓がある
程度の厚みで人工血管の内壁を覆うと、それ以上には血
栓が生成せず、血液の流通は確深される。その後、偽内
股が生長してきて、最終的にはこの偽内膜による抗血栓
性を獲得することにより、人工血管としての機能を果た
すことを目的としている。
しかし、内径が４ｍｍ以下の微小口径の人工血管に応用
しようとした場合には、内径が小さいために偽内股が生
成する前に血栓によって血管が閉塞してしまい、有効な
開存率を得ることはできなかった。
しようとした場合には、内径が小さいために偽内股が生
成する前に血栓によって血管が閉塞してしまい、有効な
開存率を得ることはできなかった。
一方それに対して、人工血管そのものに抗血栓性をもた
せ、偽内膜の生成を必要としないタイプの人工血管も研
究され開発が進められている。
せ、偽内膜の生成を必要としないタイプの人工血管も研
究され開発が進められている。
これらには、例えばヘパリンやウロキナーゼ等の生体由
来の抗凝血剤を人工血管基材に含浸させたり、あるいは
共有結合やイオン結合によって固定化することによって
抗血栓性を得ようとするものと、内面にハイドロゲル層
を作ることにより、人工血管基材と血液中の血球成分や
タンパク成分が直接接触しないようにすることによって
抗血栓性を獲得しようとするものとがある。
来の抗凝血剤を人工血管基材に含浸させたり、あるいは
共有結合やイオン結合によって固定化することによって
抗血栓性を得ようとするものと、内面にハイドロゲル層
を作ることにより、人工血管基材と血液中の血球成分や
タンパク成分が直接接触しないようにすることによって
抗血栓性を獲得しようとするものとがある。
前者の方法では、含浸された抗凝血剤はいずれ流出して
しまってなくなり、また固定化されていても次第に活性
を失ってその効力をなくしてしまい、いずれにしても永
久的な抗血栓性は獲得し得ない。
しまってなくなり、また固定化されていても次第に活性
を失ってその効力をなくしてしまい、いずれにしても永
久的な抗血栓性は獲得し得ない。
これに対し、後者の方法すなわち、内面にハイドロゲル
層を作る方法では、永久的な抗血栓性が得られ、さらに
偽内膜の生成を必要としないので５、微小口径の人工血
管に対しても応用することが可能である。
層を作る方法では、永久的な抗血栓性が得られ、さらに
偽内膜の生成を必要としないので５、微小口径の人工血
管に対しても応用することが可能である。
この種の人工血管は、例えば特願昭６１−５２３５３号
にみられるように、多孔質素材の内面に極く薄い多孔質
でない緻密な層を有し、さらにその緻密な層の上に含水
ゲルを形成することにより実現される。
にみられるように、多孔質素材の内面に極く薄い多孔質
でない緻密な層を有し、さらにその緻密な層の上に含水
ゲルを形成することにより実現される。
ここで多孔質であることは、耐屈曲性と縫合時の操作性
のために不可欠であり、人工血管の内面にのみグラフト
重合による含水ゲル層を形成するためには、緻密な層が
不可欠である。従って、この方法で人工血管を製造する
ためには、■内面に平滑層（緻密な層）を作成する。
のために不可欠であり、人工血管の内面にのみグラフト
重合による含水ゲル層を形成するためには、緻密な層が
不可欠である。従って、この方法で人工血管を製造する
ためには、■内面に平滑層（緻密な層）を作成する。
■真空下に内面をプラズマ処理して、ラジカルを発生さ
せる。
せる。
■内面への親木性七ツマ−（アクリルアミド等）をグラ
フト重合させる。
フト重合させる。
■グラフトしていないホモポリマーを除去する。
等、複雑な操作を要し、プラズマ処理のための真空ポン
プや高周波発生機等の高価な機器が必要である。
プや高周波発生機等の高価な機器が必要である。
また、内面に緻密な層をもつ多孔質ポリウレタンチュー
ブはｍ密な層のためにチューブ全体の硬さが増し、コン
プライアンスが低下する。コンプライアンスの測定方法
については後で述べるが、チューブに内圧がかかった時
にどれだけチューブの内容積が変化するかを示す数値で
、数置が大きい程同じ内圧でも内容積の変位が大きい。
ブはｍ密な層のためにチューブ全体の硬さが増し、コン
プライアンスが低下する。コンプライアンスの測定方法
については後で述べるが、チューブに内圧がかかった時
にどれだけチューブの内容積が変化するかを示す数値で
、数置が大きい程同じ内圧でも内容積の変位が大きい。
天然血管のもつコンプライアンスに比べて、人工血管の
コンプライアンスは一般に小さな値を示し、宿主血管と
人工血管との吻合部でのコンブランアンスの不適合によ
る動脈瘤の発生や、吻合部位の断裂の危惧がある。
コンプライアンスは一般に小さな値を示し、宿主血管と
人工血管との吻合部でのコンブランアンスの不適合によ
る動脈瘤の発生や、吻合部位の断裂の危惧がある。
本発明は、上述の問題点に鑑みてなされたものであって
、その目的は、抗血栓性を有し、強麿。
、その目的は、抗血栓性を有し、強麿。
コンプライアンスともに満足できる構成の新規な人工血
管と、従来に比較して簡便な製造方法の提供にある。
管と、従来に比較して簡便な製造方法の提供にある。
（問題点を解決するための手段）
上記の目的を達成するために本発明の構成は、人工血管
として、多数の連続気孔を有するエラストマー材料から
なる中空管状基材と、その内面に設けたハイドログル層
とを備えた人工血管であって、前記ハイドロゲル層はそ
の外周の一部を前記管状基材の内側の気孔に埋設され、
前記ハイドロゲル層と前記管状基材とがアンカー接着し
ている。
として、多数の連続気孔を有するエラストマー材料から
なる中空管状基材と、その内面に設けたハイドログル層
とを備えた人工血管であって、前記ハイドロゲル層はそ
の外周の一部を前記管状基材の内側の気孔に埋設され、
前記ハイドロゲル層と前記管状基材とがアンカー接着し
ている。
上記エラストマー材料としては、ポリウレタン。
ポリウレタンウレア、あるいはこれらとシリコンポリマ
ーとのブレンド物、シリコンポリマーなどが挙げられ、
ポリウレタンあるいはポリウレタンウレアは生体内での
耐久性の面からポリエーテル型のものが、さらに好まし
くはポリエーテルセグメント化ポリウレタンあるいはポ
リエーテルセグメント化ポリウレタンウレアなどが挙げ
られる。
ーとのブレンド物、シリコンポリマーなどが挙げられ、
ポリウレタンあるいはポリウレタンウレアは生体内での
耐久性の面からポリエーテル型のものが、さらに好まし
くはポリエーテルセグメント化ポリウレタンあるいはポ
リエーテルセグメント化ポリウレタンウレアなどが挙げ
られる。
また、上記ハイドロゲル層は、ポリビニルアルコール、
とりわけ重合度が５００〜１００００、鹸化度が８０％
以上のものや、エチレン・ビニルアルコール共■合体で
ビニルアルコール倉出の多いものなどが、冷水には溶解
せずにハイドロゲルとなりやすく、抗血栓性、耐久性な
どの点から好ましい。
とりわけ重合度が５００〜１００００、鹸化度が８０％
以上のものや、エチレン・ビニルアルコール共■合体で
ビニルアルコール倉出の多いものなどが、冷水には溶解
せずにハイドロゲルとなりやすく、抗血栓性、耐久性な
どの点から好ましい。
さらに、ハイドロゲル層を基材にＪ！Ｉ！設する場合に
は、エラストマー材料の物性、気孔率などに依存する物
性に応じて接合部の厚みを設定ずればよい。
は、エラストマー材料の物性、気孔率などに依存する物
性に応じて接合部の厚みを設定ずればよい。
一方、本発明に係る人工血管の製造方法は、エラストマ
ー材料を溶媒に溶解し、これに無機塩類を添加混合し粘
度を適宜１１１Ｌ、た後、これを押出機から中空管状に
押出した後、押出物を所定長に切断する管状基材形成工
程と、この後に前記管状基材中の溶媒を除去して乾燥固
化し、その内側の前記無機塩類を酸によって部分的に溶
出除去する内側多孔質層形成工程と、この内側多孔質層
の気孔内に侵入するようにしてハイドロゲル材を固着さ
せるハイドロゲル層形成工程と、さらにこの後に前記内
側多孔質層の外側の前記無機塩類を溶出除去して連続気
孔を形成する外側多孔質層形成工程とからなることを特
徴とする。
ー材料を溶媒に溶解し、これに無機塩類を添加混合し粘
度を適宜１１１Ｌ、た後、これを押出機から中空管状に
押出した後、押出物を所定長に切断する管状基材形成工
程と、この後に前記管状基材中の溶媒を除去して乾燥固
化し、その内側の前記無機塩類を酸によって部分的に溶
出除去する内側多孔質層形成工程と、この内側多孔質層
の気孔内に侵入するようにしてハイドロゲル材を固着さ
せるハイドロゲル層形成工程と、さらにこの後に前記内
側多孔質層の外側の前記無機塩類を溶出除去して連続気
孔を形成する外側多孔質層形成工程とからなることを特
徴とする。
エラストマー材料としては上記のものから選択し、これ
を溶媒に溶解するが、溶媒としては、例えばポリエーテ
ルセグメント化ポリウレタンもしくはポリエーテルセグ
メント化ポリウレタンウレアに対しては、テトラヒドロ
フラン、ジメチルホルムアミドなどが挙げられる。
を溶媒に溶解するが、溶媒としては、例えばポリエーテ
ルセグメント化ポリウレタンもしくはポリエーテルセグ
メント化ポリウレタンウレアに対しては、テトラヒドロ
フラン、ジメチルホルムアミドなどが挙げられる。
添加混合される無機塩類としては、炭酸カルシウム、酸
化マグネシウム、水酸化マグネシウムなどが挙げられ、
事優において塩酸、硫酸、酢酸などの酸によって溶出可
能なものであればよく、添加量は連続気孔を形成させる
点から、エラストマーｉｏｏ重量部に対して５００！量
部以上が望ましい。
化マグネシウム、水酸化マグネシウムなどが挙げられ、
事優において塩酸、硫酸、酢酸などの酸によって溶出可
能なものであればよく、添加量は連続気孔を形成させる
点から、エラストマーｉｏｏ重量部に対して５００！量
部以上が望ましい。
本発明に用いる押出機は、最終製品の形状に相応した環
状のダイを有するスクリュー式の押出機、あるいはラム
式押出槻などが好適であり、これらの押出機による押出
成形に適した粘度となるように供給する材料の粘度を、
溶媒を揮発させるなどの方法で調整する。
状のダイを有するスクリュー式の押出機、あるいはラム
式押出槻などが好適であり、これらの押出機による押出
成形に適した粘度となるように供給する材料の粘度を、
溶媒を揮発させるなどの方法で調整する。
（実施例）
以下に本発明の好適な実施例について人工血管の製造方
法および人工血管の順に説明する。
法および人工血管の順に説明する。
まず、ポリエーテルセグメン化ポリウレタン１ｏｏ重量
部をテトラヒドロフラン６００１１部に溶解し、粘稠な
ポリマー溶液を得る。次にこれに平均粒径１．７Ｂの軟
質炭酸カルシウム４５０重量部と、平均粒径２μの酸化
マグネシウム９０重量部とを加えて混練し、テトラヒド
ロフランの一部を揮散させて、シリンダ径９．５５＋１
１．オリフィス径２．０９６ｍｎ＋、荷重２１６０（Ｊ
としたメトルインディフサ−による常温での測定による
流出量が１．２５ｏ／１０分程度の粘度のペースト状物
となし、これをスクリュー式の押出機に供給して内径３
１ｍ、外径４ｍｍの環状のダイより押出して、これを引
取礪により引取りつつ、約５０〜６００１の長さに切断
した管状基材Ａを製造する。そして、管状基材Ａを水槽
に浸漬して脱溶媒して囚化し、さらにこれを充分乾燥さ
せる。
部をテトラヒドロフラン６００１１部に溶解し、粘稠な
ポリマー溶液を得る。次にこれに平均粒径１．７Ｂの軟
質炭酸カルシウム４５０重量部と、平均粒径２μの酸化
マグネシウム９０重量部とを加えて混練し、テトラヒド
ロフランの一部を揮散させて、シリンダ径９．５５＋１
１．オリフィス径２．０９６ｍｎ＋、荷重２１６０（Ｊ
としたメトルインディフサ−による常温での測定による
流出量が１．２５ｏ／１０分程度の粘度のペースト状物
となし、これをスクリュー式の押出機に供給して内径３
１ｍ、外径４ｍｍの環状のダイより押出して、これを引
取礪により引取りつつ、約５０〜６００１の長さに切断
した管状基材Ａを製造する。そして、管状基材Ａを水槽
に浸漬して脱溶媒して囚化し、さらにこれを充分乾燥さ
せる。
第１図は管状基材Ａの内面に内側多孔質Ｂ層を形成する
工程を示しており、この工程では、管状基材Ａの両端を
切除した後、３Ｎ（規定）の希塩酸を満たした容器１か
らポンプ２によって管状基材３に希塩酸を約１分間流通
させて、上記軟質炭酸カルシウムと酸化マグネシウムと
を溶出除去し、厚み約２０ｍの内側多孔質層Ｂを形成し
た。この侵、管状基材Ａを水洗いして乾燥させた後、重
合度１７００．鹸化度９９％以上のポリビニルアルコー
ルの５％水溶液中に該管状基材Ａの一端を立設状態に保
持した後、上端を吸引することによって、下方からポリ
ビニルアルコール水溶液を上昇させる操作を３回繰返し
た後、これを乾燥してほぼ内側多孔質層Ｂに相当した１
５〜２０ｍの厚み分だけ管状基材Ａ内に埋設した厚み２
５〜３０．。
工程を示しており、この工程では、管状基材Ａの両端を
切除した後、３Ｎ（規定）の希塩酸を満たした容器１か
らポンプ２によって管状基材３に希塩酸を約１分間流通
させて、上記軟質炭酸カルシウムと酸化マグネシウムと
を溶出除去し、厚み約２０ｍの内側多孔質層Ｂを形成し
た。この侵、管状基材Ａを水洗いして乾燥させた後、重
合度１７００．鹸化度９９％以上のポリビニルアルコー
ルの５％水溶液中に該管状基材Ａの一端を立設状態に保
持した後、上端を吸引することによって、下方からポリ
ビニルアルコール水溶液を上昇させる操作を３回繰返し
た後、これを乾燥してほぼ内側多孔質層Ｂに相当した１
５〜２０ｍの厚み分だけ管状基材Ａ内に埋設した厚み２
５〜３０．。
のハイドロゲル層Ｃを形成した。
引き続いてこの管状部材基材Ａを、３Ｎ（規定）の塩酸
を満たした！閉可能な耐圧容器に浸漬し、減圧下で内側
多孔質層Ｂの外側の軟質炭酸力ルシラムおよび水酸化マ
グネシウムを溶出させ、連続気孔を有する外側多孔質層
りを形成し、希塩酸によるすすぎおよび水洗いを繰返し
た後、その多孔質形状を保つため真空凍結乾燥法によっ
て真空度゛２ｍｍＨｇ以下で１２時間乾燥した。
を満たした！閉可能な耐圧容器に浸漬し、減圧下で内側
多孔質層Ｂの外側の軟質炭酸力ルシラムおよび水酸化マ
グネシウムを溶出させ、連続気孔を有する外側多孔質層
りを形成し、希塩酸によるすすぎおよび水洗いを繰返し
た後、その多孔質形状を保つため真空凍結乾燥法によっ
て真空度゛２ｍｍＨｇ以下で１２時間乾燥した。
この実施例により得られたハイドロゲル層Ｃを形成した
人工血管は、第３図に示す如き断面形状を有し、内径的
３．Ｑｉｍ、外径的３．７ｍｇ＋で、その内面にはハイ
ドロゲル層Ｃの一部である平清な層が約１０ｕ、多孔質
基材の内側多孔質層８への埋入厚みが約１５〜２０ｍで
合計約２５〜３０ｍのハイドロゲル層Ｃと、約３２０Ｂ
の厚みで平均孔径が６〜１０ｔＵで気孔率が約８０％の
外側多孔質層りとから構成されていた。
人工血管は、第３図に示す如き断面形状を有し、内径的
３．Ｑｉｍ、外径的３．７ｍｇ＋で、その内面にはハイ
ドロゲル層Ｃの一部である平清な層が約１０ｕ、多孔質
基材の内側多孔質層８への埋入厚みが約１５〜２０ｍで
合計約２５〜３０ｍのハイドロゲル層Ｃと、約３２０Ｂ
の厚みで平均孔径が６〜１０ｔＵで気孔率が約８０％の
外側多孔質層りとから構成されていた。
このようにして得られた本発明による人工血管は、乾燥
状態ではハイドロゲル層Ｃがポリビニルアルコールであ
るため幾分堅い感じがするが、水で十分湿らせるとポリ
ビニルアルコールがハイドロゲル（含水ゲル）となって
軟化し、天然血管に近いコンプライアンスおよび柔軟度
を示した。
状態ではハイドロゲル層Ｃがポリビニルアルコールであ
るため幾分堅い感じがするが、水で十分湿らせるとポリ
ビニルアルコールがハイドロゲル（含水ゲル）となって
軟化し、天然血管に近いコンプライアンスおよび柔軟度
を示した。
なお、コンプライアンスおよび柔軟度の測定は次の方法
により行なった。
により行なった。
・コンプライアンスの測定
コンプライアンスは第２図に示す方法で測定を行なった
。マイクロシリンジディスペンサー４を用いて１回の操
作毎に一定屋の生理的食塩水を人工血管５に送り、内圧
の変化を圧力センサ６で検知し増幅器７を通して記録計
８に記録する。試料に注入した生理的食塩水の（６）に
対する内圧の変化役から式１により試料のコンプライア
ンスが求められる。
。マイクロシリンジディスペンサー４を用いて１回の操
作毎に一定屋の生理的食塩水を人工血管５に送り、内圧
の変化を圧力センサ６で検知し増幅器７を通して記録計
８に記録する。試料に注入した生理的食塩水の（６）に
対する内圧の変化役から式１により試料のコンプライア
ンスが求められる。
式１：Ｃ−ΔＶ／Ｖ。
ただし、
△ｖ：内圧が５０ｍｉＨｇカ６１５０ｍ＋ａｌ−１ｇニ
変化したときの内容積の増分。
変化したときの内容積の増分。
ＶＯ：内圧５０１１１）１のときの試料の内容積。
・柔軟度の測定
柔軟度の測定はＱｌｓｅｎ式柔軟度測定器を用いて行な
った。
った。
試料の曲げ弾性率をＥ１試料の慣性モーメントをＩとす
るとき、０ＩＳｅｎ式柔軟度測定器によってＥｌの値が
求められるので、この値を柔軟度の目安として用いた。
るとき、０ＩＳｅｎ式柔軟度測定器によってＥｌの値が
求められるので、この値を柔軟度の目安として用いた。
これらの方法によって求めた物性を、内径側に５０副の
内層をポリエーテルセグメント化ポリウレタンをコーテ
ィングした人工血管用基材と対比して第１表に示す。
内層をポリエーテルセグメント化ポリウレタンをコーテ
ィングした人工血管用基材と対比して第１表に示す。
第１表
（発明の効果）
以上説明したように、本発明による人工血管は、従来の
人工血管、例えば多孔質の基材の内層にポリウレタンな
どの緻密な平滑層を設けて、この膚に抗血栓性の吻質を
グラフト重合した＋１″４成のちのと異なり、抗血栓性
を有するハイドロゲル層を多孔性の管状基材の内側層の
気孔部に侵入させて設けているので、該ハイドロゲル層
と管状基材との接合がアンカー接着により得られ、また
使用時にはハイドロゲル層は柔軟化するので、天然の血
管と近似したコンプライアンスあるいは柔軟度で、かつ
吻合も容易な構成である。ハイドロゲル層は管状基材の
中途までの厚みにしであるので、血液の過剰浸透による
漏血や凝血の懸念がない。
人工血管、例えば多孔質の基材の内層にポリウレタンな
どの緻密な平滑層を設けて、この膚に抗血栓性の吻質を
グラフト重合した＋１″４成のちのと異なり、抗血栓性
を有するハイドロゲル層を多孔性の管状基材の内側層の
気孔部に侵入させて設けているので、該ハイドロゲル層
と管状基材との接合がアンカー接着により得られ、また
使用時にはハイドロゲル層は柔軟化するので、天然の血
管と近似したコンプライアンスあるいは柔軟度で、かつ
吻合も容易な構成である。ハイドロゲル層は管状基材の
中途までの厚みにしであるので、血液の過剰浸透による
漏血や凝血の懸念がない。
また、本発明の方法は管状基材の多孔質化を２段階に分
けて行ない、前段で管状基材の内側層のみ多孔質化し、
しかる後ハイドログル形成物質をコーティングする方法
であり、多孔質化およびコーティングとも比較的簡便に
行える。
けて行ない、前段で管状基材の内側層のみ多孔質化し、
しかる後ハイドログル形成物質をコーティングする方法
であり、多孔質化およびコーティングとも比較的簡便に
行える。
以上、本発明によれば新規にして有用な人工血管および
その製造方法を提供できる。
その製造方法を提供できる。
第１図は本発明により管状基材の内側層を多孔質化する
方法の概略説明図、第２図はコンプライアンスの測定方
法の概略説明図、第３図は本発明による人工血管の一例
を示す模式図である。 Ａ・・・・・・・・・管状基材 Ｂ・・・・・・・・・内側多孔質層 Ｃ・・・・・・・・・ハイドロゲル層 Ｄ・・・・・・・・・外側多孔質層 特許出願人 宇部日東化成株式会社同
筏 義
入代 理 人 弁理士 −色健輔
同 弁理士 松本雅利第１図 第２図 第３図 手続補正書（自利 昭和６２年１１月２６日 特許庁長官 小 川 邦 夫 殿 １、事件の表示 昭和６１年特許願第２６５５７８号 ２、発明の名称 人工血管およびその製造方法 ３、補正をする者 事件との関係 特許出願人 住 所 東京都千代田区永田町二丁目５番２ に′＋名
称 新技術開発事業団 同 住 所 東京都千代田区神田岩本町２番地名 称 宇部
日東化成株式会社 同 住 所 広島県広島市中区加古町１２番１７号名 称
株式会社 日本メディカル・サブライ４、代理人 住 所 東京都港区新ｍ２丁目１２番７号明細書の「発
明の詳細な説明」の欄 ６、補正の内容 （１）明細書の第９頁第１３行目から同頁筒１４行目ま
での［メトルインディクサー」とあるを「メルトインデ
ィフサ−」と訂正する。 （２）明細書の第１４頁第８行目から同頁第９行目まで
の［血液の・・・・・・・・・懸念がない。」とあるを
「血液中のカルシウムイオンのｖｃ着による人工血管壁
の硬化の懸念が少ない。」と訂正する。
方法の概略説明図、第２図はコンプライアンスの測定方
法の概略説明図、第３図は本発明による人工血管の一例
を示す模式図である。 Ａ・・・・・・・・・管状基材 Ｂ・・・・・・・・・内側多孔質層 Ｃ・・・・・・・・・ハイドロゲル層 Ｄ・・・・・・・・・外側多孔質層 特許出願人 宇部日東化成株式会社同
筏 義
入代 理 人 弁理士 −色健輔
同 弁理士 松本雅利第１図 第２図 第３図 手続補正書（自利 昭和６２年１１月２６日 特許庁長官 小 川 邦 夫 殿 １、事件の表示 昭和６１年特許願第２６５５７８号 ２、発明の名称 人工血管およびその製造方法 ３、補正をする者 事件との関係 特許出願人 住 所 東京都千代田区永田町二丁目５番２ に′＋名
称 新技術開発事業団 同 住 所 東京都千代田区神田岩本町２番地名 称 宇部
日東化成株式会社 同 住 所 広島県広島市中区加古町１２番１７号名 称
株式会社 日本メディカル・サブライ４、代理人 住 所 東京都港区新ｍ２丁目１２番７号明細書の「発
明の詳細な説明」の欄 ６、補正の内容 （１）明細書の第９頁第１３行目から同頁筒１４行目ま
での［メトルインディクサー」とあるを「メルトインデ
ィフサ−」と訂正する。 （２）明細書の第１４頁第８行目から同頁第９行目まで
の［血液の・・・・・・・・・懸念がない。」とあるを
「血液中のカルシウムイオンのｖｃ着による人工血管壁
の硬化の懸念が少ない。」と訂正する。
Claims (3)
- （１） 多数の連続気孔を有するエラストマー材料から
なる中空管状基材と、その内面に設けたハイドロゲル層
とを備えた人工血管であって、前記ハイドロゲル層はそ
の外周の一部を前記管状基材の内側の気孔に埋設され、
前記ハイドロゲル層と前記管状基材とがアンカー接着し
ていることを特徴とする人工血管。 - （２） 上記ハイドロゲル層はポリビニルアルコールか
らなることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の人
工血管。 - （３） エラストマー材料を溶媒に溶解し、これに無機
塩類を添加混合し粘度を適宜調整した後、これを押出機
から中空管状に押出した後、押出物を所定長に切断する
管状基材形成工程と、この後に前記管状基材中の溶媒を
除去して乾燥固化し、その内側の前記無機塩類を酸によ
って部分的に溶出除去する内側多孔質層形成工程と、こ
の内側多孔質層の気孔内に侵入するようにしてハイドロ
ゲル材をコーティングするハイドロゲル層形成工程と、
さらにこの後に前記内側多孔質層の外側の前記無機塩類
を溶出除去して連続気孔を形成する外側多孔質層形成工
程とからなることを特徴とする人工血管の製造方法。
Priority Applications (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61265578A JPH0696023B2 (ja) | 1986-11-10 | 1986-11-10 | 人工血管およびその製造方法 |
| US07/117,696 US4878907A (en) | 1986-11-10 | 1987-11-06 | Synthetic vascular prosthesis |
| DE8787309926T DE3776110D1 (de) | 1986-11-10 | 1987-11-10 | Kuenstliche gefaessprothese und verfahren zu ihrer herstellung. |
| EP87309926A EP0271216B1 (en) | 1986-11-10 | 1987-11-10 | Synthetic vascular prosthesis and method for manufacturing same |
| US07/292,554 US4941870A (en) | 1986-11-10 | 1988-12-30 | Method for manufacturing a synthetic vascular prosthesis |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61265578A JPH0696023B2 (ja) | 1986-11-10 | 1986-11-10 | 人工血管およびその製造方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63119755A true JPS63119755A (ja) | 1988-05-24 |
| JPH0696023B2 JPH0696023B2 (ja) | 1994-11-30 |
Family
ID=17419067
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61265578A Expired - Fee Related JPH0696023B2 (ja) | 1986-11-10 | 1986-11-10 | 人工血管およびその製造方法 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (2) | US4878907A (ja) |
| EP (1) | EP0271216B1 (ja) |
| JP (1) | JPH0696023B2 (ja) |
| DE (1) | DE3776110D1 (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN111263697A (zh) * | 2017-06-09 | 2020-06-09 | 富士胶片株式会社 | 血管模型 |
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| US10950143B2 (en) | 2016-08-31 | 2021-03-16 | Ricoh Company, Ltd. | Hydrogel structure, blood vessel, internal organ model, practice tool for medical procedure, and method of manufacturing the hydrogel structure |
| KR20210067658A (ko) * | 2019-11-29 | 2021-06-08 | 서울대학교병원 | 금속-유기 골격체 및 젤을 포함하는 체내 삽입용 보형물 충진용 조성물 |
Families Citing this family (192)
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