JPS63305860A

JPS63305860A - 人工血管

Info

Publication number: JPS63305860A
Application number: JP62140055A
Authority: JP
Inventors: Yasushi Jo; 靖城
Original assignee: Ube Industries Ltd
Current assignee: Ube Corp
Priority date: 1987-06-05
Filing date: 1987-06-05
Publication date: 1988-12-13
Also published as: JPH0379019B2

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】［産業上の利用分野］本発明は、人工血管に関し、更に詳しくは、長期にわた
って使用可能な人工血管に関する。

［従来の技術］従来、人工血管としてはポリエチレンテレフタレートを
素材とし、これを紡糸して得られるポリエステルの高分
子繊維を編織してチューブ状とし、これに蛇腹状のひだ
をつけてキング現象（屈曲によって折れる現象）を防止
したものや、ポリ四フッ化エチレンをチューブ状に成形
し、延伸加工してフィブリル化（微細な繊維状構造化）
したものが用いられて来た。これらを代用血管として用
いると、管壁の構造が有孔化されているために、この隙
間に細胞が浸入生育し、生体化するという利点がある。

（発明が解決しようとする問題点）従来のポリエステル繊維による人工血管も又延伸加工し
たポリ四フッ化エチレンの人工血管も、生体に移植され
ると、まず血液と接触する内表面に凝血層が生じ、この
上に細胞が増殖して内皮膜を形成して抗血栓性の内膜と
なる。このように血管の内壁が生体化してはじめて人工
血管は生体代用物としての役割を果たすのであるが、最
初に生成する凝血層の厚さは［■〜１．５ｍｍにも達し
、また内皮膜が形成された後にもこの内皮膜の肥厚が経
時的にみられる。このため、血管として移植後、通常内
口径の狭窄が生じる。

内口径ＬＯｍｍ〜６ＩｌｌＩ１１のものは経時的に次第
に内口径が挟まり、３年後の開存率は６０〜７０％であ
る。現状では内口径６）以下の人工血管では長期開存性
がなく、殊に４！ＩＩ＋１以下のものでは実用に供しう
るちのは存在しない。

冠状動脈狭窄のために心不全をおこす患者を救うために
行われる冠状動脈バイパス手術には自己の伏在静脈を摘
出して、これを専ら利用しているが、人によっては適当
な伏在静脈が使えない場合がある。

幸い自己の伏在静脈を摘出利用して、冠状動脈バイパス
手術に成功しても、これまでの累積成績でみる限り、開
存率は５年後で６０〜７０％といわれており、３０〜４
０％の人は５年後に、再手術を受けなくてはならない。

この場合、最早利用出来る伏在静脈がないので、この患
者の救命は難しい。

このような人々を救命するためには内口径が４１ないし
３ｍｍの開存性に優れた人工血管が必要であるが１世界
の研究者の１０余年に亘る懸命の開発努力にもかかわら
ず、実用に供しうる小口径人工血管の開発成功例はない
。

この不成功の原因は、いずれも移植人工血管の閉塞であ
る。

人工血管において長期の開存性を得るためには１本質的
に抗血栓性が優れた材料を用いることが必要である。

人工血管に要求される基本性能は多岐に亘るが、現在量
も強く要望されているのは、■力学的性質が充分実用に
耐え、生体内で劣化しないこと、■生体適合性が良いこ
と、■抗血栓性が優れ、狭窄、閉塞しないこと、■取扱
い易いこと、殊に縫合性がよいこと、■易治癒性を備え
ていること、■使用中に拍動圧による形態変化が生じな
いこと等があげられる。

本発明者らは、生体内で長期に亘り劣化せず、しかも抗
血栓性が優れた人工血管の開発を日桁して詳細な研究を
行ってきた。その結果、ポリウレタンおよび／またはポ
リウレタンウレアの人工血管は、木質的に血小板の吸着
が少なく、極めて抗血栓性に富み、人工血管として有望
な性能を有することが判明した。しかしながら、それに
もかかわらず、動物実験の結果では、これらの血管は長
期に亘って使用できなかった。本発明者らは、その原因
を究明するために鋭意研究を重ねた結果、血管の閉塞の
要因が主として宿主血管との吻合部にあることを見出し
た。

吻合部においては、宿主血管は生体の治癒反応として激
しい細胞分裂を伴って組織が生長するが、ポリウレタン
またはポリウレタンウレアはその構造が緻密すぎて木質
的にこれらの生長細胞を受は入れる間隙が乏しいため、
宿主血管の断端から異常な肉芽の形成−パンヌス（ｐｕ
ｎｎｕｓ）と呼ばれる−が生じる。吻合部では、わずか
の表面異常が生じても血流に乱れを起すために、わずか
のパンヌスが生じても、そこで血流が乱れて血栓を生じ
、凝血の原因となる。また、バンヌス自体が結合相手を
求めて生長し、次第に大きい肉塊となって吻合部の血流
を止めるまでに生長することにもなる。このように、ポ
リウレタンおよび／またはポリウレタンウレアの人工血
管の吻合部のトラブルハ、パンヌスの生長に起因するこ
とが多い。このような問題を解決するためには、ポリウ
レタンまたはポリウレタンウレアの構造を宿主血管の断
端より生長する細胞を受は入れて自然治癒するような構
造に変性するか、または他の生長細胞を受は入れる機能
を付与しなければならない。

さらに、ポリウレタンおよび／またはポリウレタンウレ
アの人工血管の長期開存性を妨げる原因として、拍動圧
による血管内口径の増大がある。

ポリウレタンおよび／またはポリウレタンウレアの人工
血管に、数年間という長期間に亘って毎分６０−９０と
いう拍動圧を加え続けると、次第に内口径が増大し、つ
いには動脈瘤様になって、破裂に至る危険をも内蔵して
おり、このことは移植材としての人工血・管には重大な
問題となっている。

Ｌ問題を解決するための手段］本発明者は、上述した問題点を解決するためには、ポリ
ウレタン（またはポリウレタンウレア）という一種類の
材料にすべての要求機能を付与するのでなく、異なる特
性を有する２種以上の材料を組合わせることにより、一
種類の材料が有していた欠点を補い、かつ、それぞれの
材料の有する利点を付加していくことを着想し、本発明
の新規な人工血管を開発するに到った。

本発明の人工血管は、（Ａ）ポリウレタンおよび／また
はポリウレタンウレアからなる層と（Ｂ）ｍ維集合体か
らなる層が複合されてなる人工血管であって、（１）内腔面がポリウレタンおよび／またはポリウレタ
ンウレアからなり、（ｉｉ）該繊維集合体からなる層が繊維間に細胞が生育
しうる間隙を有している、ことを特徴とする。

本発明に用いられる（Ａ）ポリウレタンおよび／または
ポリウレタンウレアからなる層は、人工血管としての機
能を果たしうる硬度、強度、生体適合性、伸縮性、コン
プライアンス等を有することが必要であり、そのような
ポリウレタンまたはポリウレタンウレアとしては、セグ
メントポリウレタン又はポリウレタンウレア、主鎖中に
ポリジメチルシロキサンを含むもの、ハード、ソフトセ
グメントにフッ素を含むものを包含するが、生分解を受
けにくいという点で、ポリエーテル型のポリウレタン又
はポリウレタンウレアがポリエステル型よりも好ましい
。

前記ポリウレタン等のポリエーテルセグメントを構成す
るポリエーテルとしてはポリテトラメチレンオキシドが
最も好ましいが、その他のポリアルキレンオキシド（但
しアルキレンの炭素数は２及び／又は３）も好ましい。

かがるポリアルキレンオキシドの具体例としては、ポリ
エチレンオキシド、ポリプロピレンオキシド、エチレン
オキシド−プロピレンオキシド共重合体又はブロック共
重合体が挙げられる。また同一主鎖中にポリテトラメチ
レンオキシドセグメントとポリアルキレンオキシド（但
しアルキレンの炭素数は２及び／又は３）とを含む親木
性と力学的特性とを兼ねそなえたポリウレタンを用いて
もよい。このポリウレタンは抗血栓性、生体適合性が群
を抜いて優れていることから本発明の人工血管の構成材
料としてはより好ましいものである。

これらのソフトセグメントを形成するポリエーテルの分
子量は通常４００〜３，０００の範囲であり、好ましく
は４５０〜２，５００．更に好ましくは５００〜２，５
００の範囲であり、中でも最も優れたポリエーテルセグ
メントは分子量８００〜２．５００、特に分子量１，３
００〜２．０００のポリテトラメチレンオキシド鎖であ
る。このポリエーテルソフトセグメントの分子量が３，
０００を超えると、ポリウレタン人工血管の機械的性質
が劣悪となり、４００未満では人工血管として成形して
も固すぎて使用できない。

（Ａ）の層の厚さは通常、０．１〜６．Ｏａ＋＋＋、好
ましくは０．５〜４．０ｍｍであり、内腔の口径は通常
２〜３０ｍｍである。

次に、（Ｂ）繊維集合体からなる層について述べる。

該＃ｌ１Ｍｋ集合体を構成する物質としては、従来より
人工血管として用いられてきた、ポリエチレンテレフタ
レート等のポリエステル、ポリテトラフルオロエチレン
、コラーゲン等が挙げられ、特に好ましくは、従来より
単独で人工血管の材料として用いられているポリエステ
ルである。

上記物質を紡糸して得られる繊維集合体は、単繊維度（
ｍ維の太さ）が通常、０．０１〜１０デニールであり、
好ましくは０．１〜８デニール、さらに好ましくは０．
２〜６デニールである。単繊維度がｏ、ｏｉより小さい
と細すぎて浸入した細胞の生長が妨げられ、１０デニー
ルより大きいとチューブを形成したときに剛性が高く曲
げにくい等の点で好ましくない。

このような繊維集合体はチューブ状の形態を有する層を
形成するのであるが、該繊維集合体からなる層には繊維
間に生長細胞を受は入れることのできる間隙を有するこ
とが必要である。その間隙は通常透水性（ｍｕ　／ｍ１
ｎｅ　１２０ｍｍＨｇ＊　ｃｖｎ２）によって表され、
ｌＯ〜５．０００、好ましくは３０〜４．０００である
。この範囲より下では構造が緻密すぎ、上では空間部分
が多すぎて、細胞が生育することができず好ましくない
。また、この間隙を他の物質で埋め込んでしまったもの
、例えば繊維集合体をポリウレタンの溶液中へ浸漬した
後、乾燥させたようなものの場合には、細胞が生育する
ことができないので好ましくない。そのような間隙を有
する繊維集合体からなる層としては、ポリエステル繊維
の織物１編物または不織布が好ましい。また、自由に曲
げることができるように蛇腹加工を施して、クリンプ（
ひだ）をつけても良い。しかし、編物の場合、ややゆる
いメリヤス編にする等編方を考慮することによって、特
に蛇腹加工を施さなくてもチューブに伸縮性を付与する
ことができる。

このような繊維集合体からなる層の厚さは、繊維の単繊
維度と集合体の形態により決められるが、通常、１０〜
７００−である。また（Ｂ）のチューブの内口径は、（
Ａ）のチューブの昇口径より若干大きければよい。

本発明の人工血管は、血液と直接に接触する内腔面に、
抗血栓性が優れた（Ａ）が配置され、（Ａ）から外壁側
に、生長細胞との適合性が優れ、治癒効果が高い（Ｂ）
が少なくとも部分的に配置されたものである。第１図に
、本発明の人工血管のうち、二層構造を有するものを示
したが、これは本発明の１例にすぎず、さらにこの外側
に（Ａ）が配置された三層構造、そのさらに外側に（Ｂ
）が配置された四層構造を形成していてもよく、さらに
は、最内層が（Ａ）であるならば、（Ａ）と（Ｂ）が交
互に配置された多層構造を有したものも可能である。好
ましくは、二層構造のものである。

人工血管の外壁を異る材料を用いて覆い、補強したもの
は公知であるが、それらは補強材としての機能のみを有
しており、細胞が生長するための機能を有するものは知
られていない。そのような公知の補強材においては、網
状のもの、スパイラル状のものが知られているが、それ
らの糸の間隔は少なくとも１ｍｍ以上あり、この状態で
は前述した細胞が生長しうるだけの＃ｌｌｌ開維間隙が
得られないのである。

本発明の人工血管の構造としては、さらに第２図に示し
たような形態のものも含まれる。

すなわち、（Ａ）の外側に（Ｂ）が全面に亘って均一に
存在していなくても良く、繊維集合体からなる層が連続
してはいるが、不均一に分散しているような形態のもの
や、また断続的にＣＢ）が（Ａ）の外側に存在している
ようなものも本発明に含まれる。その際、人工血管の吻
合切断面は。

（Ａ）の外側の少なくとも１ケ所に（Ｂ）が存在してい
ることが望ましい。

（Ａ）と（Ｂ）は接していることが好ましいが、必ずし
も直接に接していなくても良く、（Ａ）と（Ｂ）の間に
空間が存在したり、また、補強材等が存在しても良い。

（Ａ）と（Ｂ）が接している場合、接着されていてもよ
いが、接着部位が、（Ａ）と（Ｂ）の接触部分全域に亘
っているより、（Ａ）と（Ｂ）が部分的に、複数個所の
接着点を有して接着されているのが、人工血管が曲がり
やすく、好ましい。

（Ａ）とＣＢ）の間に補強材等が存在する場合には、例
えばポリプロピレン、ポリエチレンテレフタレート等の
テグスをスパイラル状、網状、線状等の形態としたもの
が用いられる。

本発明の人工血管は例えば次のようにして製造すること
ができる。

まず、（Ａ）はポリテトラメチレングリコール、ポリエ
チレングリコール、ポリプロピレングリコール等のグリ
コールを４．４′−ジフェニルメタンジイソシアネート
、トルイジンジイソシアネート、４．４′−ジシクロヘ
キシルメタンジイソシアネート、ヘキサメチレンジイソ
シアネートなど公知のポリウレタン合成に用いるジイソ
シアネートと反応させて末端インシアネートのプレポリ
マーをつくり、これをエチレンジアミン、プロピレンジ
アミン、テトラメチレンジアミンなどのジアミンや、エ
チレングリコール、プロピレングリコール、ブタンジオ
ールのようなジオールで鎖延長する常法を用いて合成し
たポリウレタンを、湿式法によりチューブ状に成形して
得られる。

次いで（Ｂ）は、所定の単＃ｌ維度の繊維集合体を所定
の間隙を有する層となるよう編む、織るまたは接着等の
手段によりチューブ状に成形して得られる。

かくして得られた（Ａ）に（Ｂ）を全体に亘ってもしく
は部分的に被せ、場合によっては接着する。接着剤を用
いる場合には、例えばポリウレタンやポリウレタンウレ
ア等が使用される。また、三層以上の多層構造を有する
人工血管の場合にも、同様にして（Ａ）と（Ｂ）を交互
に重ねることにより製造することができる。

［作用］本発明の人工血管は、血液と接する部分に抗血栓性に優
れたポリウレタン（ウレア）が配置され、また宿主ｍ管
よりの細胞が浸入し、生長しうる間隙を有した繊維集合
体が複合されているので、宿主血管との吻合部のトラブ
ルもない。さらに５ｍ維集合体が補強材の役割も有して
いるために、ポリウレタン（ウレア）のみによる人工血
管で危惧される、長期移植中に生じるおそれのある動脈
瘤様の形態変化や、それに伴う破裂現象を完全に防止で
きることも大きな特徴であり、小口径であっても長期に
亘って使用することができる。

［実施例］実施例１分子量１３５０の両末端が水酸基のポリテトラメチレン
グリコールを４．４′−ジフェニルメタンジイソシアネ
ートと反応させて両末端がインシアネート基のプレポリ
マーを得た。次いで、該プレポリマーにブタンジオール
を反応させてポリウレタンを得た。得られたポリウレタ
ンを３５重量％のジメチルアセトアミド溶液とし、円形
オリフィスから、上記オリフィスと同心となるように精
密に設定されたステンレスの棒を一定速度で押し出し、
この押し出されるステンレス棒とオリフィスとの均一な
間隙からこの棒の全周表面に前記ポリウレタン溶液が流
延するように前記溶液を均一に押し出してこの棒を３０
℃の水中に導き。

凝固させた。３時間後、この棒をとり出し、更に流水中
に一夜つけて充分に脱溶剤した。このようにして凝固し
たポリウレタンチューブをステンレス棒から剥離して風
乾した。かくして、内径が３ｍｍおよび４ｍａ＋で厚さ
がそれぞれ０．８および１．１ｍｍのポリウレタンチュ
ーブ（Ａ）を得た。

次に、単繊維度２．０デニールのポリエチレンテレフタ
レートｍ維よりなる平織（透水性１５０　ｍ文／ｗｉｎ
　ａ　１２０　ｍｍＨｇ　＊　ｃｍ２）チューブに蛇腹
加工を施し、内径４．６ｍｍおよび６．２ｍ＋ｅで厚さ
がそれぞれ０．３ｍｍのポリエステルｍ維のチューブ（
Ｂ）を得た。

上述のようにして得られた内径３ｍｍのポリウレタンチ
ューブ（Ａ）に上記の内径４．６ｍｒｍのポリエステル
繊維のチューブ（Ｂ）を（Ａ）の外壁に接するように被
せた。内径４＋ａｍの（Ａ）にも同様に内径６．２ｍｍ
の（Ｂ）を被せた。

ポリエステル繊維のチューブ（Ｂ）のクリンプの谷の部
分をポリウレタンチューブ（Ａ）の外壁にポリウレタン
のジメチルアセトアミド溶液を用いて接着し、第１図（
ａ）に示したような二層構造を有する人工血管を得た。

この人工血管は、ポリエステル繊維のチューブ（Ｂ）の
谷の位置の断面は第１図（ｂ）のようになり、クリンプ
の山の位置の断面は（ｃ）のようになる。

実施例２実施例１のポリテトラメチレングリコールの代ワリに、
分子量１８００のポリへキサメチレングリコールを用い
、ブタンジオールの代わりにエチレンジアミンを用いた
ことを除いては、実施例１と同様にしてプレポリマーを
合成し、鎖延長して、ポリウレタンウレアを得た。これ
を実施例１と同様にして成形し、内径が３１ｏｆｉｌお
よび４■で厚さがそれぞれ０．７ｍｍのポリウレタンウ
レアチューブ（Ａ）を得た。

次に、単ｔｉ＆ｍ度１　、５７’ニールのポリエチレン
テレフタレート繊維を用いてメリヤス編（透水性３００
０　　ｍｌ　／ｍｒｎ譬１２０ｍｍＨｇａ　ｃｍ２）で
内径４．５ｍｍおよび５．４ｍｍで厚さがそれぞれ０．
４１１１ｒＭのポリエステルｍｔａのチューブ（Ｂ）を
製造した。

上述のようにして得られたポリウレタンウレアチューブ
（Ａ）に、上記ポリエステルｍ維のチューブ（Ｂ）を（
Ａ）の外壁に接するように被せ、（Ａ）の内径３ｍｍお
よび４ａＸＩにそれぞれ（Ｂ）の内径４．５ｍｍおよび
５．４ｍ＋ｓを被せた。

接着剤は使用しなかった。かぐして二層構造を有する人
工命管を得た。

実施例３実施例１と同様にして製造したポリウレタンチューブ（
Ａ）の外壁を、スパイラル状のポリプロピレンテグスで
補強した。このものに、実施例１と同様にして製造した
蛇腹加工を施したポリエステルｍ維のチューブ（Ｂ）を
被せた。接着剤は使用せず、ポリエステル繊維のチュー
ブ（Ｂ）内壁は、ポリウレタンチューブ（Ａ）外壁に接
着されていない。かくして、（Ａ）と（Ｂ）の間に補強
材を介した二層構造を有する内径訓■および４ｍｍの人
工血管を得た。

試験例１実施例１，２および３で製造した本発明の人工血管を、
それぞれ５ｃｍの長さに切断し、雑種成犬の腹腔動脈に
端々結合で吻合したが、その際に、（Ａ）および（Ｂ）
の両者を一緒に吻合した。

移植後３ケ月および５ケ月におけるパンヌスの発生状態
、およびそれに関連する血管の開存性を調べ、その結果
を第１表に示した。

なお、比較例として、実施例１で製造したポリウレタン
チューブのみを使用して同様に試験し、その結果も第１
表に併記した。

第　　１　　表［発明の効果］本発明によれば、抗血栓性に優れているだけでなく、生
体適合性をも付与された、長期に亘って開存しうる人工
血管を提供することができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の人工血管の１例であり、二層構造でポ
リエステル繊維集合体よりなるチューブにクリンプをつ
けたものである。（ａ）は全体図、（ｂ）はクリンプの
谷で切断した断面図、（Ｃ）はクリンプの山で切断した
断面図である。１・・・ポリウレタンおよび／またはポリウレタンウレ
アからなる層（Ａ）２・・・ポリエステル繊維集合体からなる層（Ｂ）３・
・・クリンプの山４・・・クリンプの谷５・・・空間第２図は本発明の人工血管のいくつかの形態を例示した
ものである。（ａ）（ｂ）！葺■／１（Ｃ）第１図第２図

Claims

【特許請求の範囲】

（１）ポリウレタンおよび／またはポリウレタンウレア
からなる層と繊維集合体からなる層が複合されてなる人
工血管であって、（ｉ）内腔面がポリウレタンおよび／またはポリウレタ
ンウレアからなり、（ｉｉ）該繊維集合体からなる層が繊維間に細胞が生育
しうる間隙を有している、ことを特徴とする人工血管。
（２）繊維集合体からなる層が、ポリエステル繊維の織
物、編物または不織布である特許請求の範囲第１項記載
の人工血管。