JPS632620B2 - - Google Patents
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- JPS632620B2 JPS632620B2 JP55084985A JP8498580A JPS632620B2 JP S632620 B2 JPS632620 B2 JP S632620B2 JP 55084985 A JP55084985 A JP 55084985A JP 8498580 A JP8498580 A JP 8498580A JP S632620 B2 JPS632620 B2 JP S632620B2
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- tubular structure
- diameter
- artificial blood
- heat treatment
- blood vessel
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Landscapes
- Materials For Medical Uses (AREA)
- Prostheses (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は血栓トラブルの少くない、有孔性を広
い範囲で変化し得る人工血管の新規な製造方法に
関する。
い範囲で変化し得る人工血管の新規な製造方法に
関する。
人工血管は生体内に移植し長期間使用するため
厳しい性能が要求される。これらの性能として(1)
素材に毒性がないこと、(2)吻合手術時の取扱い性
に優れること、(3)素材が劣化しないこと、(4)生物
学的癒合が適切に行なわれること、(5)血液が管外
に漏出しないこと、等である。素材の性質からく
る(1)(3)の要求に対してはほぼポリエステルやテフ
ロンが良いとされている。一方(2)(4)(5)の性能を満
足するために各種の人工血管が試作され動物実験
でその性能評価が行われている。これらの人工血
管は、一般にマルチフイラメントからなる糸を用
いて平織、メリヤス編等の組織を有した管状構造
体である。即ち(4)の性能を満足させるためには管
状構造物自体を多孔質構造にし、移植後、該構造
体内の多孔質空間内に新生内皮細胞が適切に増殖
する必要がある。
厳しい性能が要求される。これらの性能として(1)
素材に毒性がないこと、(2)吻合手術時の取扱い性
に優れること、(3)素材が劣化しないこと、(4)生物
学的癒合が適切に行なわれること、(5)血液が管外
に漏出しないこと、等である。素材の性質からく
る(1)(3)の要求に対してはほぼポリエステルやテフ
ロンが良いとされている。一方(2)(4)(5)の性能を満
足するために各種の人工血管が試作され動物実験
でその性能評価が行われている。これらの人工血
管は、一般にマルチフイラメントからなる糸を用
いて平織、メリヤス編等の組織を有した管状構造
体である。即ち(4)の性能を満足させるためには管
状構造物自体を多孔質構造にし、移植後、該構造
体内の多孔質空間内に新生内皮細胞が適切に増殖
する必要がある。
一方管内壁部は血液と接触するため、移殖初期
には内表面はフイブリン膜で被われる。初期に形
成されるフイブリン膜の生長は、その後阻止され
るべきで、これが生長しつづけると血管が閉塞す
る。又新生内皮細胞の増殖が烈しいと内膜の肥厚
をもたらし、血管が閉塞する。
には内表面はフイブリン膜で被われる。初期に形
成されるフイブリン膜の生長は、その後阻止され
るべきで、これが生長しつづけると血管が閉塞す
る。又新生内皮細胞の増殖が烈しいと内膜の肥厚
をもたらし、血管が閉塞する。
これ等のフイブリン膜、新生内反細胞の生長度
合いは人工血管を形成している糸素材の化学構造
にも左右されるが、血液と材料の界面状態、人工
血管を形成している線維の組織によつて大きく左
右される。一般に線維の組織が平織の場合、組織
内の多孔度は小さく組織内部への細胞浸潤が十分
でない。一方組織内の多孔度を向上させるためメ
リヤス編や真田編み等の編み組織が用いられる
が、空間の孔径が大きいため新生内皮細胞の増殖
が烈しく内膜肥厚による血管の晩期閉塞が起り易
い。
合いは人工血管を形成している糸素材の化学構造
にも左右されるが、血液と材料の界面状態、人工
血管を形成している線維の組織によつて大きく左
右される。一般に線維の組織が平織の場合、組織
内の多孔度は小さく組織内部への細胞浸潤が十分
でない。一方組織内の多孔度を向上させるためメ
リヤス編や真田編み等の編み組織が用いられる
が、空間の孔径が大きいため新生内皮細胞の増殖
が烈しく内膜肥厚による血管の晩期閉塞が起り易
い。
一般に組織の多孔度を表す目安として有効性が
測定される。有効性は120mmHgの条件で１分間に
１cm2の人工血管壁を通過する水の量で一般に表さ
れ平織組織からなる人工血管の場合50〜200c.c.の
ものが、又メリヤス編組織のものは、1500〜2000
c.c.のものが用いられている。即ち平織とメリヤス
編組織の間には十倍前後の有効性の差があり、血
液管外漏出、新生内皮細胞の増殖性等にそれぞれ
一長一短がある。
測定される。有効性は120mmHgの条件で１分間に
１cm2の人工血管壁を通過する水の量で一般に表さ
れ平織組織からなる人工血管の場合50〜200c.c.の
ものが、又メリヤス編組織のものは、1500〜2000
c.c.のものが用いられている。即ち平織とメリヤス
編組織の間には十倍前後の有効性の差があり、血
液管外漏出、新生内皮細胞の増殖性等にそれぞれ
一長一短がある。
一方これらの組織を用いる従来の人工血管の製
法は環状織機や丸編機によつて管状に成形するた
め口径が４mm程度のものが限度で４mm以下の口径
の小さな人工血管を得るのが困難であり得られた
ものも管の肉厚が大きく屈曲性、柔軟性に欠ける
ものであつた。
法は環状織機や丸編機によつて管状に成形するた
め口径が４mm程度のものが限度で４mm以下の口径
の小さな人工血管を得るのが困難であり得られた
ものも管の肉厚が大きく屈曲性、柔軟性に欠ける
ものであつた。
本発明者らは、これら従来の欠点を解決すべく
検討した結果血栓トラブルの少くない、生物学的
癒合性に優れ組織の有効性を広い範囲で変化し得
る新規な人工血管の製造を発明した。
検討した結果血栓トラブルの少くない、生物学的
癒合性に優れ組織の有効性を広い範囲で変化し得
る新規な人工血管の製造を発明した。
即ち本発明の要旨とするところは、沸水収縮率
25％以上の高収縮糸を含む織物、編物、不織布か
ら選ばれた１つの組織を用いて形成された管状構
造物を該高収縮糸を構成する重合体のガラス転移
温度以上に加熱処理し、管状構造物の組織を収縮
せしめることを特徴とする人工血管の製造法であ
る。
25％以上の高収縮糸を含む織物、編物、不織布か
ら選ばれた１つの組織を用いて形成された管状構
造物を該高収縮糸を構成する重合体のガラス転移
温度以上に加熱処理し、管状構造物の組織を収縮
せしめることを特徴とする人工血管の製造法であ
る。
以下本発明を説明する。
本発明で用いる高収縮糸の素材はポリアミド、
ポリエステル、ポリオレフイン等公知のものを使
用出来るが、生体適合性の面からポリエチレンテ
レフタレート、ポリエチレン、ポリプロピレン等
が好ましい。ポリエチレンテレフタレート
（PETと略す）の高収縮糸の製造は、たとえば特
公昭44−13778などに開示されている。即ちポリ
マーをノズルより溶融押出し、高速で巻取り、低
温で延伸する。このようにして得られた繊維はポ
リマーのガラス転移温度以上に加熱すると著るし
く収縮する。収縮率は、未延伸糸の配向度や延伸
温度、延伸倍率によつて複雑に変化する。
ポリエステル、ポリオレフイン等公知のものを使
用出来るが、生体適合性の面からポリエチレンテ
レフタレート、ポリエチレン、ポリプロピレン等
が好ましい。ポリエチレンテレフタレート
（PETと略す）の高収縮糸の製造は、たとえば特
公昭44−13778などに開示されている。即ちポリ
マーをノズルより溶融押出し、高速で巻取り、低
温で延伸する。このようにして得られた繊維はポ
リマーのガラス転移温度以上に加熱すると著るし
く収縮する。収縮率は、未延伸糸の配向度や延伸
温度、延伸倍率によつて複雑に変化する。
本発明では沸水処理によつて25％以上収縮する
繊維を高収縮糸と呼ぶ。本発明の人工血管を製造
するためには沸水収縮率が25％以上、好ましくは
30％以上の高収縮糸を用いる。高収縮糸を用いて
公知の方法で織り、編み組織を有する管状構造物
を成形する。
繊維を高収縮糸と呼ぶ。本発明の人工血管を製造
するためには沸水収縮率が25％以上、好ましくは
30％以上の高収縮糸を用いる。高収縮糸を用いて
公知の方法で織り、編み組織を有する管状構造物
を成形する。
これらの組織を成形する場合、普通の繊維、即
ち沸水処理によつてほとんど収縮しない繊維を混
合することも出来る。特に組織が織物や不織布の
場合、混合繊維から組織を成形することが望まし
い。この混合割合いは、組織の粗密度によつて変
るので一概に決定は出来ないが少くとも50％以上
の高収縮糸を用いるのが望ましい。不織布の場
合、繊維を短かく截断し、水中に分散させ、円筒
状のサーカーを用いて円筒円周上に繊維を吸引積
層させ、つぎめのない管状構造物に成形すること
が出来る。編み組織を用いる場合は高収縮糸のみ
を用いて管状構造物に成形するのが望ましい。こ
のようにして成形された管状構造物をその重合体
のガラス転移温度（Tg）以上に加熱して管状構
造物の組織を収縮させる。PETの場合、Tgは70
〜80℃の範囲であるが、沸水中あるいは120℃の
高圧水蒸気中で加熱するのが望ましい。即ち厚生
省の医療用人工血管の耐熱性試験基準によれば、
121℃で20分間の高圧蒸気滅菌処理によつて寸法
変化を起さないことが要求されている。従つて
120℃の高圧水蒸気中で熱処理を行ない高収縮糸
を収縮させることによつて滅菌処理と同時に耐熱
性の保証された人工血管が得られる。管状構造体
の熱処理は自由長でも固定長でも良い。熱処理を
行なうことによつて高収縮糸が収縮し、組織が一
般に緻密化する。組織がメリヤス編みの場合、収
縮により管径が小さくなると同時に、繊維間の空
間孔径は小さくなる。即ち、このようにして得ら
れた人工血管は組織としては従来のメリヤス編組
織を有するが、有孔性は小さい。又有孔性は、高
収縮糸の収縮率に依存するため高収縮糸の製造条
件や熱処理温度を選ぶことによつて適切に変化さ
せることが出来る。
ち沸水処理によつてほとんど収縮しない繊維を混
合することも出来る。特に組織が織物や不織布の
場合、混合繊維から組織を成形することが望まし
い。この混合割合いは、組織の粗密度によつて変
るので一概に決定は出来ないが少くとも50％以上
の高収縮糸を用いるのが望ましい。不織布の場
合、繊維を短かく截断し、水中に分散させ、円筒
状のサーカーを用いて円筒円周上に繊維を吸引積
層させ、つぎめのない管状構造物に成形すること
が出来る。編み組織を用いる場合は高収縮糸のみ
を用いて管状構造物に成形するのが望ましい。こ
のようにして成形された管状構造物をその重合体
のガラス転移温度（Tg）以上に加熱して管状構
造物の組織を収縮させる。PETの場合、Tgは70
〜80℃の範囲であるが、沸水中あるいは120℃の
高圧水蒸気中で加熱するのが望ましい。即ち厚生
省の医療用人工血管の耐熱性試験基準によれば、
121℃で20分間の高圧蒸気滅菌処理によつて寸法
変化を起さないことが要求されている。従つて
120℃の高圧水蒸気中で熱処理を行ない高収縮糸
を収縮させることによつて滅菌処理と同時に耐熱
性の保証された人工血管が得られる。管状構造体
の熱処理は自由長でも固定長でも良い。熱処理を
行なうことによつて高収縮糸が収縮し、組織が一
般に緻密化する。組織がメリヤス編みの場合、収
縮により管径が小さくなると同時に、繊維間の空
間孔径は小さくなる。即ち、このようにして得ら
れた人工血管は組織としては従来のメリヤス編組
織を有するが、有孔性は小さい。又有孔性は、高
収縮糸の収縮率に依存するため高収縮糸の製造条
件や熱処理温度を選ぶことによつて適切に変化さ
せることが出来る。
本発明の方法によればメリヤス編の組織を有し
ながら有孔性を200〜2000c.c.の範囲で変化させる
ことが可能である。
ながら有孔性を200〜2000c.c.の範囲で変化させる
ことが可能である。
さらに本発明のもう１つの特徴は収縮により管
口径を小さくすることが出来るため口径の小さな
人工血管を容易に得ることが出来る。
口径を小さくすることが出来るため口径の小さな
人工血管を容易に得ることが出来る。
固定長あるいは自由長での熱処理でも収縮によ
り一般に口径の細化が起るが、本発明の方法にお
いては、管中空部に管口径よりも小さい直径を有
する心棒を挿入し、熱処理することにより管構造
物をその口径が心棒外径に等しくなるまで収縮さ
せる。この方法によればあらかじめ直径の設定さ
れた心棒を用いれば、希望の口径を有する管状構
造物を得ることが出来る。
り一般に口径の細化が起るが、本発明の方法にお
いては、管中空部に管口径よりも小さい直径を有
する心棒を挿入し、熱処理することにより管構造
物をその口径が心棒外径に等しくなるまで収縮さ
せる。この方法によればあらかじめ直径の設定さ
れた心棒を用いれば、希望の口径を有する管状構
造物を得ることが出来る。
又心棒の外周部に一定のピツチで凹凸を設ける
ことによつて熱処理後の管状構造物に一定ピツチ
の螺旋ひだを容易につけることが出来る。
ことによつて熱処理後の管状構造物に一定ピツチ
の螺旋ひだを容易につけることが出来る。
以上説明したごとく本発明の方法によれば、平
織、メリヤス編等の従来の組織を有しながらその
組織の有孔性を広い範囲で変化させた人工血管が
容易に得ることが出来る。又従来の製造方法では
困難であつた小口径を有する人工血管も本発明の
方法で容易に得ることが出来る。
織、メリヤス編等の従来の組織を有しながらその
組織の有孔性を広い範囲で変化させた人工血管が
容易に得ることが出来る。又従来の製造方法では
困難であつた小口径を有する人工血管も本発明の
方法で容易に得ることが出来る。
以下実施例を用いて本発明を説明する。
実施例 １
沸水収縮率が40％の、150デニール／36本の
PETからなるマルチフイラメントを用いて丸編
機で口径12mmの管状構造物を得た。この管状構造
物に直径10mmの心棒を挿入し、120℃の高圧水蒸
気中で30分間熱処理を行なつた。冷却後心棒を引
きぬき、管状構造物の口径を測定した結果10mmで
あつた。熱処理前後の管構造物の有効性を測定し
た結果、熱処理前は2100c.c.、熱処理後は1300c.c.で
あつた。熱処理後の管構造物を人工血管として動
物に対する移植実験をした所、術後に於て、仮性
内膜及び新生内皮細胞の形成が良好に行なわれ血
栓による血管閉塞のトラブルが生じないことが確
認された。
PETからなるマルチフイラメントを用いて丸編
機で口径12mmの管状構造物を得た。この管状構造
物に直径10mmの心棒を挿入し、120℃の高圧水蒸
気中で30分間熱処理を行なつた。冷却後心棒を引
きぬき、管状構造物の口径を測定した結果10mmで
あつた。熱処理前後の管構造物の有効性を測定し
た結果、熱処理前は2100c.c.、熱処理後は1300c.c.で
あつた。熱処理後の管構造物を人工血管として動
物に対する移植実験をした所、術後に於て、仮性
内膜及び新生内皮細胞の形成が良好に行なわれ血
栓による血管閉塞のトラブルが生じないことが確
認された。
実施例 ２
沸水収縮率50％の、75デニール／36本のPET
からなるマルチフイラメントを用いて、丸編機を
用いて口径４mmの管状構造物を得た。この管状構
造物に直径２mmの心棒を挿入し、120℃の高圧水
蒸気中で30分間熱処理を行なつた。冷却後心棒を
引きぬき、管状構造物の口径を測定した所２mmで
あつた。熱処理前後の有効性はそれぞれ3200c.c.、
840c.c.であつた。熱処理後の管状構造物は屈折性、
柔軟性を有するものであつた。
からなるマルチフイラメントを用いて、丸編機を
用いて口径４mmの管状構造物を得た。この管状構
造物に直径２mmの心棒を挿入し、120℃の高圧水
蒸気中で30分間熱処理を行なつた。冷却後心棒を
引きぬき、管状構造物の口径を測定した所２mmで
あつた。熱処理前後の有効性はそれぞれ3200c.c.、
840c.c.であつた。熱処理後の管状構造物は屈折性、
柔軟性を有するものであつた。
実施例 ３
沸水収縮率が3.5％の普通糸12本（4.17デニー
ル／フイラメント）と、同40％の高収縮糸24本
（4.17デニール／フイラメント）を混合し、150デ
ニール／36本のPETの混合繊維を得た。この混
合繊維を用いて環状織機により口径18mmの平織組
織を有する管状構造物を得た。外径16mmの心棒を
管状構造物内に挿入し120℃の高圧水蒸気中で30
分間熱処理を行なつた。熱処理後心棒を抜き取り
管状構造物の口径を測定したところ16mmであつ
た。熱処理前の管状構造物の有効性は1120c.c.と大
きく、形態安定性の悪いものであつたが、熱処理
後のそれは450c.c.で形態安定性の優れたものであ
つた。
ル／フイラメント）と、同40％の高収縮糸24本
（4.17デニール／フイラメント）を混合し、150デ
ニール／36本のPETの混合繊維を得た。この混
合繊維を用いて環状織機により口径18mmの平織組
織を有する管状構造物を得た。外径16mmの心棒を
管状構造物内に挿入し120℃の高圧水蒸気中で30
分間熱処理を行なつた。熱処理後心棒を抜き取り
管状構造物の口径を測定したところ16mmであつ
た。熱処理前の管状構造物の有効性は1120c.c.と大
きく、形態安定性の悪いものであつたが、熱処理
後のそれは450c.c.で形態安定性の優れたものであ
つた。
Claims (1)
- １ 沸水収縮率25％以上の高収縮糸を含む、織
物、編物、不織布から選ばれた１つの組織を用い
て形成された管状構造物の中空部に該管状構造物
の孔径より小さい直径を有する心棒を挿入し、該
収縮糸を構成する重合体のガラス転移温度以上に
加熱処理し管状構造物の組織を収縮せしめるとと
もに該管状構造物の孔径をも小さくすることを特
徴とする人工血管の製造方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8498580A JPS5711650A (en) | 1980-06-23 | 1980-06-23 | Manufacture of artificial blood vessel |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8498580A JPS5711650A (en) | 1980-06-23 | 1980-06-23 | Manufacture of artificial blood vessel |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5711650A JPS5711650A (en) | 1982-01-21 |
| JPS632620B2 true JPS632620B2 (ja) | 1988-01-20 |
Family
ID=13845907
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP8498580A Granted JPS5711650A (en) | 1980-06-23 | 1980-06-23 | Manufacture of artificial blood vessel |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS5711650A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| JPS4893793A (ja) * | 1972-02-23 | 1973-12-04 |
-
1980
- 1980-06-23 JP JP8498580A patent/JPS5711650A/ja active Granted
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Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS5711650A (en) | 1982-01-21 |
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