JPS63158051A - 人工血管用基材およびその製造方法 - Google Patents
人工血管用基材およびその製造方法Info
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- JPS63158051A JPS63158051A JP61303916A JP30391686A JPS63158051A JP S63158051 A JPS63158051 A JP S63158051A JP 61303916 A JP61303916 A JP 61303916A JP 30391686 A JP30391686 A JP 30391686A JP S63158051 A JPS63158051 A JP S63158051A
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Landscapes
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- Prostheses (AREA)
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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。
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、耐屈曲性を有するポリウレタン系の人工血管
用基材およびその製造方法に関する。
用基材およびその製造方法に関する。
(従来技術とその問題点)
人工血管用基材としては、ポリエステル繊維、例えばダ
クロン(商品名)などの繊維を管状に編組したものや、
ポリ四ふつ化エチレン系の多孔性物質例えばボアテック
ス(商品名)によるものが公知である。この種の基材を
人工血管として生体中に使用づるときには、中空管状の
基材の内壁に血栓を形成し、その内面上に偽内股を形成
させて、その内側を血液が流れるような態様で使用され
ており、この点から管径を小さくすると、血栓そのもの
で、人工血管用基材を閉塞に到らしめる惧れがある。
クロン(商品名)などの繊維を管状に編組したものや、
ポリ四ふつ化エチレン系の多孔性物質例えばボアテック
ス(商品名)によるものが公知である。この種の基材を
人工血管として生体中に使用づるときには、中空管状の
基材の内壁に血栓を形成し、その内面上に偽内股を形成
させて、その内側を血液が流れるような態様で使用され
ており、この点から管径を小さくすると、血栓そのもの
で、人工血管用基材を閉塞に到らしめる惧れがある。
このため、従来より汎用されているこれらの人工血管用
基材は、内径5#l#1程度以下の微小口径の血管の代
替としては適さないとされている。
基材は、内径5#l#1程度以下の微小口径の血管の代
替としては適さないとされている。
一方、人工血管用基材の内壁に親水性のポリマーなどを
グラフトすることによって内壁への血栓の生成を防止す
る方法が提案されており、この方法によれば小口径の人
工血管も可能となるが、基材自体には当然ながら、生体
適合性、屈曲に対する耐性、可撓性、吻合適合性などが
要求される。
グラフトすることによって内壁への血栓の生成を防止す
る方法が提案されており、この方法によれば小口径の人
工血管も可能となるが、基材自体には当然ながら、生体
適合性、屈曲に対する耐性、可撓性、吻合適合性などが
要求される。
このような小口径の人工血管用基材の製造方法として、
本出願人はポリウレタン系材質の多孔質化に関する方法
について特願昭61−52353号を提案している。
本出願人はポリウレタン系材質の多孔質化に関する方法
について特願昭61−52353号を提案している。
この出願に係る方法により得られる3人工血管用基材は
、平滑な内層と多孔質状の外層とを備えており、この平
滑な内層の表面に含水ゲルを形成する物質として親水性
ポリマーをグラウトして人工血管として供されるもので
ある。
、平滑な内層と多孔質状の外層とを備えており、この平
滑な内層の表面に含水ゲルを形成する物質として親水性
ポリマーをグラウトして人工血管として供されるもので
ある。
ところで、内面に含水ゲルを有するこの種の多孔質ウレ
タンチューブを基材とする人工血管は、優れた抗血栓性
を示し、高い開存率を有することが期待されるが、チュ
ーブ自身の屈曲性に劣るという問題があった。
タンチューブを基材とする人工血管は、優れた抗血栓性
を示し、高い開存率を有することが期待されるが、チュ
ーブ自身の屈曲性に劣るという問題があった。
そこで、単にこの屈曲性を向上させるためだけであれば
、チューブの多孔質部分の厚みを増加すれば足りるが、
その場合は柔軟性が低下し、かつ吻合時の針の刺入性が
悪化する等の他の問題が生じる。
、チューブの多孔質部分の厚みを増加すれば足りるが、
その場合は柔軟性が低下し、かつ吻合時の針の刺入性が
悪化する等の他の問題が生じる。
このため耐屈曲性を犠牲にして、多孔質部分の厚みを薄
クシているのが実情であるが、厚みが薄いとチューブと
しての強喰も小さくなって高い圧力下では破裂の危険が
あった。
クシているのが実情であるが、厚みが薄いとチューブと
しての強喰も小さくなって高い圧力下では破裂の危険が
あった。
本発明者らは上述の問題点に罵み、人工血管用15材と
して柔軟性の指標としてのコンプライアンスや吻合時の
操作性を損わずに耐屈曲性を向上させることを目的とし
て鋭意−検討し、本発明の完成に至った。
して柔軟性の指標としてのコンプライアンスや吻合時の
操作性を損わずに耐屈曲性を向上させることを目的とし
て鋭意−検討し、本発明の完成に至った。
(問題点を解決するための手段)
上記目的を達成するために、この発明は人工血管用基材
において、多孔質エラストマー材料からなる管状基材層
と、この管状基材層の内周に設けられた内層と、前記管
状基材層の外周に螺旋状に捲回されたモノフィラメント
状強化材と、この強化材を部分的に包囲し、且つ前記管
状基材層の外周に形成された多孔質エラストマー材料か
らなる剥離可能な外被層とを有することを特徴とする。
において、多孔質エラストマー材料からなる管状基材層
と、この管状基材層の内周に設けられた内層と、前記管
状基材層の外周に螺旋状に捲回されたモノフィラメント
状強化材と、この強化材を部分的に包囲し、且つ前記管
状基材層の外周に形成された多孔質エラストマー材料か
らなる剥離可能な外被層とを有することを特徴とする。
また、上記人工血管用基材の製造方法として、エラスト
マー材料を溶媒に溶解した溶液に無機塩類を添加混合し
て粘度調整をした後、これを押出機から環状に押出し所
定長に切断する管状基材形成工程と、 前記管状基材中の溶媒を除去して乾燥固化した後、その
外周にモノフィラメント状強化材を螺旋状に捲回する強
化材捲回工程と、 前記強化材が捲回された前記管状基材の外周に前記エラ
ストマー材料ど相溶性を有する材料に無機塩類を添加混
合した被覆材料を環状に押出して減圧下に被覆する外被
層形成工程と、 この後に前記管状基材の内周に内層を形成する内層形成
工程と、 しかる後に前記管状基材および前記外被層の無機塩類を
除去して多孔質化させる多孔質形成工程とからなること
を特徴どする。
マー材料を溶媒に溶解した溶液に無機塩類を添加混合し
て粘度調整をした後、これを押出機から環状に押出し所
定長に切断する管状基材形成工程と、 前記管状基材中の溶媒を除去して乾燥固化した後、その
外周にモノフィラメント状強化材を螺旋状に捲回する強
化材捲回工程と、 前記強化材が捲回された前記管状基材の外周に前記エラ
ストマー材料ど相溶性を有する材料に無機塩類を添加混
合した被覆材料を環状に押出して減圧下に被覆する外被
層形成工程と、 この後に前記管状基材の内周に内層を形成する内層形成
工程と、 しかる後に前記管状基材および前記外被層の無機塩類を
除去して多孔質化させる多孔質形成工程とからなること
を特徴どする。
本発明の管状基材層、平滑な内層および外被層に使用さ
れる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ーンポリマーと
のブレンド物、シリコーンポリマーなどがあげられ、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
久性の面からポリニーデル型のものが、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。
れる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ーンポリマーと
のブレンド物、シリコーンポリマーなどがあげられ、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
久性の面からポリニーデル型のものが、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。
上記のエラストマー材料は溶媒に溶解して用いられるが
、本発明に使用できる溶媒は、エラストマー材料がポリ
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である場合には、テ
トラヒドロフラン、ジメチルホルムアミドが挙げられる
。
、本発明に使用できる溶媒は、エラストマー材料がポリ
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である場合には、テ
トラヒドロフラン、ジメチルホルムアミドが挙げられる
。
多孔質化のため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
どがあげられ、事後において塩酸、硫酸、硝酸などの酸
によって溶出可能なものであればよく、添加伍は連続気
孔を形成させる点がらエラストマー100重量部に対し
て500重吊部以上が望ましい。
カルシウム、酸化マグネシウム、水酸化マグネシウムな
どがあげられ、事後において塩酸、硫酸、硝酸などの酸
によって溶出可能なものであればよく、添加伍は連続気
孔を形成させる点がらエラストマー100重量部に対し
て500重吊部以上が望ましい。
またモノフィラメント状強化材としては、ポリエチレン
、ポリプロピレンなどのように剛性を有し、生体内で分
解吸収される慣れのないものが望ましい。フィラメント
の太さ、螺旋状の巻きピッチは人工血管としての仕様に
応じて決定されるが、巻きピッチは1〜20MI、より
好ましくは1〜5履であり、巻き付けに当たってはモノ
フィラメントを予めコイル状に成型しておいてもよい。
、ポリプロピレンなどのように剛性を有し、生体内で分
解吸収される慣れのないものが望ましい。フィラメント
の太さ、螺旋状の巻きピッチは人工血管としての仕様に
応じて決定されるが、巻きピッチは1〜20MI、より
好ましくは1〜5履であり、巻き付けに当たってはモノ
フィラメントを予めコイル状に成型しておいてもよい。
外被層は、強化材としてのモノフィラメント外周の全周
を包囲することなく若干の隙間を有するように、外被層
を環状に押出しつつ減圧下に被覆し、吻合時など必要時
には、この外被層を剥離することが可能な程度に管状基
材層と接合させておくことが重要である。
を包囲することなく若干の隙間を有するように、外被層
を環状に押出しつつ減圧下に被覆し、吻合時など必要時
には、この外被層を剥離することが可能な程度に管状基
材層と接合させておくことが重要である。
さらに、直接人工内管として使用できる基材を製造する
場合、ハイドロゲル形成層としては、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重合
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
解せず膨潤して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。
場合、ハイドロゲル形成層としては、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重合
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
解せず膨潤して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。
(実施例)
以下、本発明の好適な実施例について添附図面を用いて
説明する。
説明する。
実施例1
まず、ポリエーテルセグメント化ポリウレタン100重
量部をテトラヒト0フ92600重傷部に溶解し、粘稠
なポリマー溶液を得る。次にこれに平均粒径1.7虜の
軽質炭酸カルシウム450fflffi部と、平均粒径
2μの酸化マグネシウム90f1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、シリンダー径
9.55m、オリフィス径2.96m、荷重2160g
としたメルトインディフサ−による常温での流出量が1
゜25g/10分程度の粘度のペースト状物となし、こ
れをスクリュ一式の押出機1に供給して内径3M、外径
4Mの環状のダイ2より押出して、これを引取機3によ
り引取つつ、約50〜60 ctaの長さに切断した管
状物Aを製造する。そして管状物Aを、第2図に示すよ
うに水槽4に浸漬して脱溶媒して固化し、さらにこれを
充分乾燥させた。
量部をテトラヒト0フ92600重傷部に溶解し、粘稠
なポリマー溶液を得る。次にこれに平均粒径1.7虜の
軽質炭酸カルシウム450fflffi部と、平均粒径
2μの酸化マグネシウム90f1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、シリンダー径
9.55m、オリフィス径2.96m、荷重2160g
としたメルトインディフサ−による常温での流出量が1
゜25g/10分程度の粘度のペースト状物となし、こ
れをスクリュ一式の押出機1に供給して内径3M、外径
4Mの環状のダイ2より押出して、これを引取機3によ
り引取つつ、約50〜60 ctaの長さに切断した管
状物Aを製造する。そして管状物Aを、第2図に示すよ
うに水槽4に浸漬して脱溶媒して固化し、さらにこれを
充分乾燥させた。
しかる侵、この管状物Aの外周に11維径約0゜3履の
ポリプロピレンモノフィラメントからなる補強材Bを、
ピッチ1m+で巻き付け、これを外径7履、内径6.5
amの環状のダイを取付けた被覆装置に通して、上記の
管状物Aに使用したものと同一のペースト状物により3
00m5+水柱の減圧下で厚み0.5#llIに被覆し
、水槽に浸漬して被覆層の脱溶媒を行なった俊乾燥して
外被層Fを形成した。次いで、管状物Aに1〜5Nの希
塩酸を約1分間流通させて、その内側の軟質炭酸カルシ
ウムおよび酸化マグネシウムを部分的に溶出除去し、厚
み約20mの内側多孔質層Cを形成した。
ポリプロピレンモノフィラメントからなる補強材Bを、
ピッチ1m+で巻き付け、これを外径7履、内径6.5
amの環状のダイを取付けた被覆装置に通して、上記の
管状物Aに使用したものと同一のペースト状物により3
00m5+水柱の減圧下で厚み0.5#llIに被覆し
、水槽に浸漬して被覆層の脱溶媒を行なった俊乾燥して
外被層Fを形成した。次いで、管状物Aに1〜5Nの希
塩酸を約1分間流通させて、その内側の軟質炭酸カルシ
ウムおよび酸化マグネシウムを部分的に溶出除去し、厚
み約20mの内側多孔質層Cを形成した。
この後、管状物へを水洗いして真空凍結92燥させた侵
、第3図に示すように、重合度1700゜鹸化度99%
以上のポリビニルアルコールの5%水溶液中に該管状物
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Cに相当した15〜20μsの厚み分だけ管状
物A内に埋設した厚み25〜30虜のハイドロゲル層り
を形成した。引き続いてこの管状物Aを、1〜5N(規
定)の塩酸を満たした耐圧容器に浸漬し、減圧下で内側
多孔質層Cの外側の軽質炭酸カルシウムおよび酸化マグ
ネシウムを溶出させ、連続気孔を有する基$4層Eを形
成し、希塩酸によるすすぎおJ: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2 m HQ以下で12時間乾燥した。
、第3図に示すように、重合度1700゜鹸化度99%
以上のポリビニルアルコールの5%水溶液中に該管状物
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Cに相当した15〜20μsの厚み分だけ管状
物A内に埋設した厚み25〜30虜のハイドロゲル層り
を形成した。引き続いてこの管状物Aを、1〜5N(規
定)の塩酸を満たした耐圧容器に浸漬し、減圧下で内側
多孔質層Cの外側の軽質炭酸カルシウムおよび酸化マグ
ネシウムを溶出させ、連続気孔を有する基$4層Eを形
成し、希塩酸によるすすぎおJ: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2 m HQ以下で12時間乾燥した。
この実施例1により得られたハイドロゲルffDを形成
した人工血管用基材はそのまま人工血管として使用され
、第4図に示す如き断面形状を有し、内在的3 tta
、外径3.7mで、その内面にはハイドロゲル層りの
一部である平滑な層が約10−1多孔質基材への埋入厚
みが約15〜20mで合計的25〜30mのハイドロゲ
ル層りと、約320−の厚みで平均孔径が6〜10mで
気孔率が約80%の多孔質基材層Eと、その外周にピッ
チ1#IIiで捲回されたポリプロピレンモノフィラメ
ントによる補強材Bおよび、この補強材を部分的に包囲
する多孔質の外被層Fとから構成されている。
した人工血管用基材はそのまま人工血管として使用され
、第4図に示す如き断面形状を有し、内在的3 tta
、外径3.7mで、その内面にはハイドロゲル層りの
一部である平滑な層が約10−1多孔質基材への埋入厚
みが約15〜20mで合計的25〜30mのハイドロゲ
ル層りと、約320−の厚みで平均孔径が6〜10mで
気孔率が約80%の多孔質基材層Eと、その外周にピッ
チ1#IIiで捲回されたポリプロピレンモノフィラメ
ントによる補強材Bおよび、この補強材を部分的に包囲
する多孔質の外被層Fとから構成されている。
実施例2
実施例1と同一材料、同一方法で管状物△を得た。そし
てこの管状物Aを水槽に浸漬して脱溶媒して固化し、さ
らにこれを充分乾燥させた。次いで、実施例1に使用し
たものと同じモノフィラメントからなる補強材Bを、実
施例1と同じピッチで管状物Aの外周に螺旋状に捲回し
、実施例1と同様に外被11Fを形成し、脱溶媒、乾燥
を行なった。
てこの管状物Aを水槽に浸漬して脱溶媒して固化し、さ
らにこれを充分乾燥させた。次いで、実施例1に使用し
たものと同じモノフィラメントからなる補強材Bを、実
施例1と同じピッチで管状物Aの外周に螺旋状に捲回し
、実施例1と同様に外被11Fを形成し、脱溶媒、乾燥
を行なった。
しかる後、ポリエーテルセグメント化ポリウレタンをテ
トラヒドロフランに溶解した8:1度5%溶液を満たし
た槽中に一端を立設状態に保持した後、他端を吸引する
ことによって、下方から溶液を上昇させる操作を3回繰
返して厚みが約50JJ!Rの平滑な内面を有する内層
Gを形成した。
トラヒドロフランに溶解した8:1度5%溶液を満たし
た槽中に一端を立設状態に保持した後、他端を吸引する
ことによって、下方から溶液を上昇させる操作を3回繰
返して厚みが約50JJ!Rの平滑な内面を有する内層
Gを形成した。
しかる後、この管状物Aを水洗し、アスピレータに約5
分間接続して内層Gを乾燥した。次いでこの管状物Aを
塩酸を満たした耐圧容器に浸漬し、減圧下で無機塩(炭
酸カルシウムおよび酸化マグネシウム)と塩酸との反応
による水素の発生が見られなくなる迄処理し無i塩を溶
出させた。この後希塩酸で数回すすぎ、さらに水洗いし
て塩酸や無機物を洗滌除去した後、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2 am HQ以
下で12時間乾燥した。
分間接続して内層Gを乾燥した。次いでこの管状物Aを
塩酸を満たした耐圧容器に浸漬し、減圧下で無機塩(炭
酸カルシウムおよび酸化マグネシウム)と塩酸との反応
による水素の発生が見られなくなる迄処理し無i塩を溶
出させた。この後希塩酸で数回すすぎ、さらに水洗いし
て塩酸や無機物を洗滌除去した後、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2 am HQ以
下で12時間乾燥した。
このようにして得た多孔質状の人工血管用基材は、第5
図に示すように、内在的3#、外径3゜8mで内径側に
は厚み約50μsの実質的に無孔の内層Gと、平均孔径
が6〜10IJAで気孔率が80%の基材層Eと、この
外周に捲回されたモノフィラメント状強化材Bおよびこ
れを部分的に包囲する厚さ約0.2 mmで平均孔径が
6〜10JIIIJで気孔率が80%の外被IFとから
構成されている。
図に示すように、内在的3#、外径3゜8mで内径側に
は厚み約50μsの実質的に無孔の内層Gと、平均孔径
が6〜10IJAで気孔率が80%の基材層Eと、この
外周に捲回されたモノフィラメント状強化材Bおよびこ
れを部分的に包囲する厚さ約0.2 mmで平均孔径が
6〜10JIIIJで気孔率が80%の外被IFとから
構成されている。
なお、上記各実施例では基材層Eと強化材B1外被層F
との間には隙間Hを有している。
との間には隙間Hを有している。
上記実施例1の人工血管および実施例2の人工血管用基
材は長さ10cmのサンプルを折り曲げた場合の最小曲
げ直径が0.5cmと小さく、充分耐屈曲性を有するも
のであった。
材は長さ10cmのサンプルを折り曲げた場合の最小曲
げ直径が0.5cmと小さく、充分耐屈曲性を有するも
のであった。
比較例1
実施例1と比較して強化材Bとして4111径0゜4m
wのナイロン製モノフィラメントを使用し、これを外被
層Fによって被覆することなくシアノアフレリート系の
接着剤によって接着したほかは、実施例1と同様にして
人工血管を得た。
wのナイロン製モノフィラメントを使用し、これを外被
層Fによって被覆することなくシアノアフレリート系の
接着剤によって接着したほかは、実施例1と同様にして
人工血管を得た。
この基材WEの外周にモノフィラメント状強化物を接着
により固定した人工血管は後述する測定法によるコンプ
ライアンスが0.01と著しく小さくなり、人工血管と
して生体内に埋殖した場合、コンプライアンスミスマツ
チングによる吻合部の異常の発生や、腰が強すぎるため
曲げ応力がかかったときにチューブが曲がらずに宿主血
管が折れ曲がって閉塞してしまうことが懸念されるよう
なものであった。
により固定した人工血管は後述する測定法によるコンプ
ライアンスが0.01と著しく小さくなり、人工血管と
して生体内に埋殖した場合、コンプライアンスミスマツ
チングによる吻合部の異常の発生や、腰が強すぎるため
曲げ応力がかかったときにチューブが曲がらずに宿主血
管が折れ曲がって閉塞してしまうことが懸念されるよう
なものであった。
なお、コンプライアンスおよび柔軟度は次の方法により
測定した。
測定した。
・コンプライアンスの測定
コンプライアンスはマイクロシリンジディスペンサーを
用いて1回の操作毎に一定量の生理的食塩水を人工血管
に送り、内圧の変化を圧力センサで検知し増幅器を介し
て記録計に記録する。試料に注入した生理的食塩水の量
に対する内圧の変化量から式1により試料のコンプライ
アンスが求められる。
用いて1回の操作毎に一定量の生理的食塩水を人工血管
に送り、内圧の変化を圧力センサで検知し増幅器を介し
て記録計に記録する。試料に注入した生理的食塩水の量
に対する内圧の変化量から式1により試料のコンプライ
アンスが求められる。
式1:C=八V/VO
ただし、
ΔV:内圧が50MIHQから150馴1−IQに変化
したときの内容積の増分。
したときの内容積の増分。
vO:内圧50am+1−1gのときの試料の内容積。
・柔軟度の測定
柔軟度の測定はOfl sen式柔軟度測定器を用いて
行なった。
行なった。
試料の曲げ弾性率をE、試料の慣性モーメントを■とす
るとき、OA sen式柔軟度測定器によってET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、OA sen式柔軟度測定器によってET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実施例および比較例の物性
を第1表に示す。
を第1表に示す。
(作用効果)
本発明による人工血管用基材は、多孔賀状の基材層の外
周にモノフィラメント状の補強材を螺旋状に捲回し、そ
の外周を強化材の断面外周の全周を包囲することなく部
分的に包囲して被覆し、空隙部を残しているので、この
管状材に曲げ応力が働いた場合、例えば曲げの内径側と
なる圧縮側の外被層は均一曲率で曲げられることなくヒ
ダ状に変形するなどして、外被層の補強材に対する当接
力が変化して、補強材自身の変形もしやすくなる。
周にモノフィラメント状の補強材を螺旋状に捲回し、そ
の外周を強化材の断面外周の全周を包囲することなく部
分的に包囲して被覆し、空隙部を残しているので、この
管状材に曲げ応力が働いた場合、例えば曲げの内径側と
なる圧縮側の外被層は均一曲率で曲げられることなくヒ
ダ状に変形するなどして、外被層の補強材に対する当接
力が変化して、補強材自身の変形もしやすくなる。
一方補強材は長さ方向に亘って螺旋状に捲回されている
ので、管状材が押し潰された状態で屈曲するのを抑止し
ているのでかなりの小径に曲げることが可能となる。ま
た、外被層は環状被覆によって設けられ、強化材との間
には空隙を有しているので、必要に応じて基材層からの
剥離が可能である。
ので、管状材が押し潰された状態で屈曲するのを抑止し
ているのでかなりの小径に曲げることが可能となる。ま
た、外被層は環状被覆によって設けられ、強化材との間
には空隙を有しているので、必要に応じて基材層からの
剥離が可能である。
このため本発明による人工血管ないしは人工血管用基材
は、かなり小径まで曲げることができ、かつ吻合時にお
いては所要部の外被層、強化材を剥離除去できるなど、
極めて操作しやすく実用的なものである。
は、かなり小径まで曲げることができ、かつ吻合時にお
いては所要部の外被層、強化材を剥離除去できるなど、
極めて操作しやすく実用的なものである。
また、本発明の方法は、多孔質エラストマーによる被層
の構成の管状材を比較的容易に製造できるので、極めて
実用性のある人工血管ないしは人工血管用基材の製造方
法である。
の構成の管状材を比較的容易に製造できるので、極めて
実用性のある人工血管ないしは人工血管用基材の製造方
法である。
以上本発明によれば新規にして有用な人工血管ないしは
人工血管用基材およびそれらの製造方法を提供できる。
人工血管用基材およびそれらの製造方法を提供できる。
第1図は本発明方法の管状物の製造過程を示す説明図、
第2図は同方法の管状物の脱溶媒工程を示す説明図、第
3図は同方法のハイドロゲル層形成工程を示す説明図、
第4図は同方法によって製造された人工血管用基材の一
実施例を示す断面図、第5図は同基材の他の実施例を示
す断面図である。 A・・・・・・管状物 B・・・・・・補強材
C・・・・・・内側多孔質層 D・・・・・・ハイド
ロゲル層E・・・・・・基材層 F・・・・・
・外被層G・・・・・・内 層 H・・・・・
・隙 間特許出願人 宇部日東化成株式会社同
株式会社 日本メディカル・サプライ 代 理 人 弁理士 −色 健 軸向
弁理士 松 本 雅 利第4図 (a) 第5図 (a) (b)
第2図は同方法の管状物の脱溶媒工程を示す説明図、第
3図は同方法のハイドロゲル層形成工程を示す説明図、
第4図は同方法によって製造された人工血管用基材の一
実施例を示す断面図、第5図は同基材の他の実施例を示
す断面図である。 A・・・・・・管状物 B・・・・・・補強材
C・・・・・・内側多孔質層 D・・・・・・ハイド
ロゲル層E・・・・・・基材層 F・・・・・
・外被層G・・・・・・内 層 H・・・・・
・隙 間特許出願人 宇部日東化成株式会社同
株式会社 日本メディカル・サプライ 代 理 人 弁理士 −色 健 軸向
弁理士 松 本 雅 利第4図 (a) 第5図 (a) (b)
Claims (5)
- (1)多孔質エラストマー材料からなる管状基材層と、
この管状基材層の内周に設けられた内層と、前記管状基
材層の外周に螺旋状に捲回されたモノフィラメント状強
化材と、この強化材を部分的に包囲し、且つ前記管状基
材層の外周に形成された多孔質エラストマー材料からな
る剥離可能な外被層とを右することを特徴とする人工血
管用基材。 - (2)上記内層はエラストマー材料で平滑面に形成して
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
血管用基材。 - (3)上記内層は上記管状基材層にその一部が埋設され
たハイドロゲル形成層からなることを特徴とする特許請
求の範囲第1項記載の人工血管用基材。 - (4)エラストマー材料を溶媒に溶解した溶液に無機塩
類を添加混合して粘度調整をした後、これを押出機から
環状に押出し所定長に切断する管状基材形成工程と、 前記管状基材中の溶媒を除去して乾燥固化した後、その
外周にモノフィラメント状強化材を螺旋状に捲回する強
化材捲回工程と、 前記強化材が捲回された前記管状基材の外周に前記エラ
ストマー材料と相溶性を有する材料に無機塩類を添加混
合した被覆材料を環状に押出して減圧下に被覆する外被
層形成工程と、 この後に前記管状基材の内周に内層を形成する内層形成
工程と、 しかる後に前記管状基材および前記外被層の無機塩類を
除去して多孔質化させる多孔質形成工程とからなること
を特徴とする人工血管用基材の製造方法。 - (5)上記内層形成工程は上記管状基材層の内周を部分
的に多孔質化させた状態でハイドロゲル層を形成し、前
記内層と管状基材層とをアンカー接合させることを特徴
とする特許請求の範囲第4項記載の人工血管用基材の製
造方法。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP61303916A JPH0696024B2 (ja) | 1986-12-22 | 1986-12-22 | 人工血管用基材およびその製造方法 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP61303916A JPH0696024B2 (ja) | 1986-12-22 | 1986-12-22 | 人工血管用基材およびその製造方法 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS63158051A true JPS63158051A (ja) | 1988-07-01 |
JPH0696024B2 JPH0696024B2 (ja) | 1994-11-30 |
Family
ID=17926815
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP61303916A Expired - Fee Related JPH0696024B2 (ja) | 1986-12-22 | 1986-12-22 | 人工血管用基材およびその製造方法 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH0696024B2 (ja) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2005199036A (ja) * | 2003-10-17 | 2005-07-28 | Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh | より高い信頼度の剥離可能性が備わった医療目的のためのpvc−フリー多層チューブ、その製造方法および使用具 |
JP2008253297A (ja) * | 2007-03-30 | 2008-10-23 | Univ Kansai Medical | 医療用チューブ |
KR20200084933A (ko) * | 2018-12-20 | 2020-07-14 | 성균관대학교산학협력단 | 세포 전기방사를 이용한 조직재생용 세포지지체의 제조방법 |
-
1986
- 1986-12-22 JP JP61303916A patent/JPH0696024B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2005199036A (ja) * | 2003-10-17 | 2005-07-28 | Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh | より高い信頼度の剥離可能性が備わった医療目的のためのpvc−フリー多層チューブ、その製造方法および使用具 |
JP2008253297A (ja) * | 2007-03-30 | 2008-10-23 | Univ Kansai Medical | 医療用チューブ |
KR20200084933A (ko) * | 2018-12-20 | 2020-07-14 | 성균관대학교산학협력단 | 세포 전기방사를 이용한 조직재생용 세포지지체의 제조방법 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPH0696024B2 (ja) | 1994-11-30 |
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Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |