KR20180012748A - 통형상 직물 구조체 - Google Patents

Abstract

유체, 분체 이송용 및 와이어, 케이블, 전선관 등의 선상물 보호용 호스, 통형상 필터나 인공 혈관의 기재 등에 유용한 다중 통형상 직물 구조체를 제공하는 것이다. 경사와 위사를 교착시켜서 통형상으로 제작된 통형상 직물체로서, 경사의 적어도 일부가 단사 섬도 1.0dtex 이상의 탄성 섬유이며, 위사의 적어도 일부가 단사 섬도 1.0dtex 미만의 마이크로파이버인 통형상 직물 구조체 및 그것을 기재로서 사용한 인공 혈관.

Description

통형상 직물 구조체

본 발명은 다중 통형상 직물 구조체에 관한 것이다. 보다 상세하게는 유체, 분체 이송용 및 와이어, 케이블, 전선관 등의 선상물 보호용 호스, 통형상 필터나 인공 혈관의 기재 등에 유용한 다중 통형상 직물 구조체에 관한 것이다.

호스, 보강재, 보호재, 인공 혈관 등 다양한 산업 용도에 통형상 섬유 구조체가 이용되어 있지만, 그 사용 상황에 따라 굴곡되거나, 소용돌이형상으로 권회되거나, 스페이스에 맞춰서 사행형상으로 배치되는 등의 형상을 취한다. 그 때문에 상기 통형상 섬유 구조체는 사용 상황에 맞춘 형상에 있어서 찌그러짐, 뒤틀림이 발생하지 않도록 내킹크성(역굴곡성)을 향상시키는 수단이 제안되어 있다.

예를 들면, 와이어, 케이블, 호스, 및 전선관과 같은 가늘고 긴 물품을 다발로 하여 보호하기 위한 포백 슬리브로서, 상기 슬리브가 개방 구조를 갖는 경사 소자 및 위사 소자로 이루어지고, 실질적으로 원형의 단면형상을 갖는 포백 슬리브(특허문헌 1)가 제안되어 있다. 또한, 실드 굴착기의 수밀 실링이나 패킹 부재로서 사용 가능한 통형상 직물의 내면을 고무나 수지로 기밀 처리로 한 통형상체가 제안되어 있는(특허문헌 2) 한편, 인공 혈관은, 예를 들면 동맥 경화 등의 병적인 생체 혈관의 대체 또는 바이패스나 션트를 형성하기 위해서 사용되는 의료기기이다. 종래의 인공 혈관을 재료로 분류하면 1) 포제, 2) 폴리테트라플루오로에틸렌제, 3) 생체 재료제, 및 4) 합성 고분자 재료제로 대별된다. 이들 인공 혈관 중, 섬유의 직물, 편물 또는 부직포로 이루어지는 포제의 인공 혈관은 유연성이 높지만, 실제의 사용 조건하에서는 혈압이 걸리기 때문에 섬유 간극으로부터 누혈되기 쉬운 결점이 있었다. 포제의 인공 혈관 중, 편물로 이루어지는 인공 혈관은 제조 공정이 단순하며, 유연성을 구비하고 있지만, 형태 유지력이 약한 것에 추가하여 다공질 구조가 되는 경향이 있어서 섬유 간극으로부터 누혈되기 쉽다. 부직포로 이루어지는 인공 혈관은 구조가 불균일하며, 또한 형태 유지력이 약하기 때문에 바람직하지 않다.

한편으로 직물로 이루어지는 포제의 인공 혈관은 편물로 이루어지는 인공 혈관과 비교해서 섬유 간극을 작게 하여 누혈량을 저감할 수 있기 때문에 수요가 높은 대동맥 등의 혈관 외과 수술 용도로서 사용되고 있다. 누혈량을 적게 하는 방법으로서 섬유 간극을 치밀하게 하는 방법이 일반적이지만, 섬유 밀도의 증대에 의해 얻어진 인공 혈관이 단단해져 버린다. 이러한 단단한 인공 혈관을 사용하면 대체하는 병적인 생체 혈관의 양단, 즉 인공 혈관과 문합(吻合)하는 생체 혈관도 동맥 경화 등의 영향을 받고 있기 때문에 수술이 곤란한 경우가 많다.

포제의 인공 혈관의 유연성을 향상시키는 방법으로서 스트레치성이 높은 탄성 섬유를 사용한 인공 혈관이 보고되어 있지만(특허문헌 3), 탄성 섬유만으로는 형태 유지력이 약한 것에 추가하여 섬유 지름이 굵기 때문에 섬유 간극으로부터 누혈되기 쉽다는 문제가 있었다.

그래서 혈관 외과 수술에 포제의 인공 혈관을 사용할 경우에는 섬유 간극만으로 누혈을 방지하는 것이 아니라 생체 내에서 흡수되는 콜라겐이나 젤라틴 등의 겔을 부여함으로써 섬유 간극을 메워서 누혈을 방지하는 방법이 보고되어 있다(특허문헌 4).

또한, 포제의 인공 혈관을 이식하기 직전에 자가 혈액에 접촉시켜서 혈전을 형성시키고, 그 혈전으로 섬유 간극을 메움으로써 누혈을 방지하는 조작, 소위 프리 클로팅을 행하는 방법이 보고되어 있다(특허문헌 5 및 6).

한편, 생체 혈관에는 내표면에 내막이 존재하고, 혈관 내피 세포를 가짐으로써 혈전 형성을 저해할 수 있지만, 종래의 인공 혈관은 세포 친화성이 낮아 혈관 내피 세포의 정착이 일어나기 어려울 뿐만 아니라 혈관 내피 세포의 정착 및 내막이 형성할 때까지에 시간을 필요로 한다. 그 때문에 이식 직후의 항혈전성뿐만 아니라 시간의 경과와 함께 세포 친화성을 발휘하는 기능이 필요로 되어 왔다.

포제의 인공 혈관에 세포 친화성을 부여하는 방법으로서는 섬유 구조를 세포 증식이나 침윤을 조장시키는 구조로 하는 방법이 있으며, 섬유 지름을 적정화하는 방법이나 입모나 보풀 및/또는 루프형상 섬유를 부여하는 방법(특허문헌 7~10)이 보고되어 있다.

또한, 인공 혈관을 이식했을 때에 생체는 이것을 이물로서 인식하고, 특히 인공 혈관의 혈액과의 접촉면, 즉 내표면에서는 혈액 응고 반응이 진행하여 혈전이 형성되기 때문에 항혈전성이 필요로 되어 있다.

종래, 의료용 재료의 항혈전성을 향상하는 방법으로서는 헤파린 또는 헤파린 유도체를 재료의 표면에 부여하는 방법이 사용되어 왔다. 그러나 인공 혈관을 구성하는 폴리에스테르 섬유 등의 포제의 의료용 재료, 연신 다공질 폴리테트라플루오로에틸렌(이하, 「ePTFE」)제의 의료용 재료에는 헤파린 또는 헤파린 유도체를 직접 부여할 수 없다. 그 때문에 의료용 재료의 표면을 개질시킨 후, 공유 결합으로 헤파린 또는 헤파린 유도체를 재료의 표면에 부여시키는 방법(특허문헌 11~13)이나 이온 결합으로 헤파린 또는 헤파린 유도체를 재료의 표면에 부여시키는 방법(특허문헌 14~17)이 보고되어 있다.

포제의 인공 혈관에 항혈전성을 부여하는 방법으로서는 누혈을 방지하기 위해서 사용되는 생체 내에서 흡수되는 콜라겐이나 젤라틴 등의 겔에 헤파린 또는 헤파린 유도체를 포함시켜서 재료의 표면에 부여시키는 방법(특허문헌 6 및 18)이나 유기 용매에 녹인 세그먼트화 폴리우레탄에 함침시켜서 재료의 표면에 부여시키는 방법(특허문헌 19)이 보고되어 있다.

또한, 헤파린 또는 헤파린 유도체 이외의 항혈전성을 갖는 화합물을 사용하여 의료용 재료의 항혈전성을 향상하는 방법으로서는 혈액 응고 반응에 관여하는 복수의 혈액 응고 인자(예를 들면, 1차 지혈의 단계에 관여하는 혈소판)나 혈전 형성의 단계에 관여하는 트롬빈 등을 저해하는 화합물을 의료용 재료의 표면에 부여시키는 방법(특허문헌 20~22)이 보고되어 있다.

한편, 생체 혈관에는 내표면에 내막이 존재하고, 혈관 내피 세포를 가짐으로써 혈전 형성을 저해할 수 있지만, 종래의 인공 혈관은 세포 친화성이 낮아 혈관 내피 세포의 정착이 일어나기 어려울 뿐만 아니라 혈관 내피 세포의 정착 및 내막이 형성할 때까지에 시간을 요한다. 그 때문에 이식 직후의 항혈전성뿐만 아니라 시간의 경과와 함께 세포 친화성을 발휘하는 기능이 필요로 되어 왔다.

일본 특허 제 2718571호 명세서 일본 특허공개 2003-329146호 공보 일본 특허공개 평 8-80342호 공보 일본 특허 제 3799626호 명세서 일본 특허공고 평 5-48132호 공보 일본 특허공고 평 5-88611호 공보 일본 특허공고 소 61-4546호 공보 일본 특허공고 소 61-58190호 공보 일본 특허공고 소 63-52898호 공보 일본 특허공고 평 5-28143호 공보 일본 특허공표 2009-545333호 공보 일본 특허 제 4152075호 명세서 일본 특허 제 3497612호 명세서 일본 특허공고 소 60-41947호 공보 일본 특허공고 소 60-47287호 공보 일본 특허 제 4273965호 명세서 일본 특허공개 평 10-151192호 공보 일본 특허공고 평 8-24686호 공보 일본 특허공개 평 7-265338호 공보 일본 특허 제 4461217호 명세서 WO 08/032758호 공보 WO 12/176861호 공보

그러나 특허문헌 1의 포백 슬리브는 통형상 구조의 원주 방향으로 불연속이기 때문에 길이 방향으로 존재하는 불연속 부분에 작은 간극이나 개구가 존재하므로 유체나 분체를 이송할 때에 누설이 발생하거나 와이어, 케이블, 호스, 및 전선관과 같은 선상물이 빠져나가는 경우가 있다. 또한, 상기 개구 부분을 막을 목적으로 길이 방향의 슬릿 부분의 양단을 일부 중합하여 중복 부분을 만드는 구조도 기재되어 있지만, 중복 부분의 내면에 요철이 형성되어 유체나 분체를 이송할 때의 송급압의 불안정화 및 와이어, 케이블, 호스, 및 전선관과 같은 선상물이 걸리는 것이 우려된다.

또한, 특허문헌 2의 통형상체에 대해서도 유체나 분체를 이송할 때에 누설이 발생하거나 하기 때문에 내면을 수밀 처리할 필요가 있었다.

또한, 인공 혈관에 사용할 경우도 누혈 대책으로서 특허문헌 3에서 개시된 방법을 포제의 인공 혈관에 사용할 경우, 섬유의 표면에 부여한 헤파린 또는 헤파린 유도체를 포함하는 콜라겐이나 젤라틴 등을 코팅할 필요가 있었다.

한편으로 특허문헌 5에는 인공 혈관의 내표면에 혈관 내피 세포가 신속히 정착하고, 내막의 형성을 촉진시키기 위해서 특허문헌 6에는 생체 외의 이물을 적게 하여 생체 적합성을 높이기 위해서 인공 혈관을 하이포로시티인 구조, 즉 투수성이 높은 직물 구조로 하는 방법이 개시되어 있지만, 프리 클로팅이 필수이며, 그 조작에 의해 형성한 혈전이 섬유 지름이나 섬유 간극 등의 미세 구조를 소실시키기 때문에 세포 친화성이 저하되어버린다. 또한, 혈관 외과 수술에 있어서는 항응고약(예를 들면, 헤파린이나 아르가트로반 등)을 사용함으로써 수술 중의 혈액 응고를 방지하는 것이 일반적이기 때문에 혈전이 형성되기 어려운 상태가 되어 있다. 그 때문에 프리 클로팅에 의해 충분히 섬유 간극을 메울 수 없는 경우가 있다. 또한, 수술 후에 혈액 중의 선용계의 작용에 따라 프리 클로팅에 의해 발생한 혈전이 용해되어버려 누혈로 이어지는 경우가 있다.

특허문헌 7~10에는 0.5데니어, 즉 0.56dtex 이하의 섬유를 적어도 내표면의 일부에 사용한 세포 친화성이 있는 인공 혈관에 있어서 입모나 보풀 및/또는 루프형상 섬유를 부여함으로써 세포 친화성을 높이는 방법이 개시되어 있지만, 입모나 보풀 및/또는 루프형상 섬유를 형성시키기 위한 추가 공정이 필요한 것, 그 추가 공정에 의해 섬유 부스러기가 발생할 수 있는 문제가 있었다. 또한, 경사 및 위사의 섬유 방향의 흐트러짐이 커지기 때문에 혈관 내피 세포의 정착이 일어나기 어려워 세포 친화성이 저하되는 문제가 있었다.

또한, 특허문헌 11~13에는 표면 개질제와 헤파린 또는 헤파린 유도체를 공유 결합 또는 이온 결합시켜서 의료용 재료의 표면에 부여시키는 방법이 기재되어 있지만, 포제 인공 혈관에 대해서는 기재가 없고, 기재로서 신축성과 유연성이 있는 통형상 직물이 사용되어 있지 않다.

또한, 특허문헌 18 및 19에는 헤파린 또는 헤파린 유도체를 포함하는 생체 내에서 흡수되는 겔이나 유기 용매에 녹인 항혈전성 재료를 의료용 재료의 표면에 물리적으로 부여시키는 방법이 기재되어 있지만, 포제 인공 혈관의 세포 증식 등을 조장하기 위한 섬유 지름의 기재는 없다. 또한, 기재로서 신축성과 유연성이 있는 통형상 직물이 사용되어 있지 않다.

마찬가지로 특허문헌 20~22에는 의료용 재료의 표면에 항혈소판 부착 성능과 항트롬빈 활성화 성능의 쌍방을 갖는 2개의 화합물이나 항혈소판 부착 성능과 항트롬빈 활성화 성능의 쌍방의 성능을 1분자화한 화합물을 고정화하는 방법이 기재되어 있지만, 기재로서 신축성과 유연성이 있는 통형상 직물이 사용되어 있지 않다.

즉, 누혈량이 적고, 항혈전성과 세포 친화성의 양립을 달성한 통형상 직물 구조체로 이루어지는 포제의 인공 혈관을 부여하는 기재는 아직 없다. 특히, 내경이 6㎜ 미만인 소구경 인공 혈관의 경우에는 혈류량이 적기 때문에 혈전이 형성하기 쉽고, 또한 소량의 혈전으로도 혈관의 내경에 상당하는 크기가 되기 때문에 혈류를 저해하기 쉽다. 그 때문에 소구경 인공 혈관은 장기적인 성적이 양호하지 않고, 현상황에서 임상 사용에 견딜 수 있는 것은 없다.

그래서 본 발명은 이러한 종래 기술이 갖는 과제를 감안하여 이루어진 것으로서 그 목적은 기계 강도, 신축성과 유연성 등의 기계적 특성, 내킹크성 등의 물리 특성이 우수하고, 유체나 분체를 문제없이 이송할 수 있음과 아울러, 와이어, 케이블, 호스, 및 전선관과 같은 선상물 보호용 호스, 통형상 필터나 인공 혈관의 기재 등의 용도에 적합하게 사용 가능한 다중 통형상 직물 구조체로서, 인공 혈관의 기재로서 사용하는 경우에는 상기 특성에 추가하여 누혈량이 적고, 항혈전성과 세포 친화성의 양립을 가능하게 하는 포제의 인공 혈관을 제공하는 것을 목적으로 한다.

본 발명은 상기 과제를 해결하기 위해 예의 연구를 거듭한 결과 (1)~(17)의 발명을 발견했다.

(1) 경사와 위사를 교착시켜서 통형상으로 제직된 통형상 직물 구조체로서, 경사의 적어도 일부가 단사 섬도 1.0dtex 이상의 탄성 섬유이며, 위사의 적어도 일부가 단사 섬도 1.0dtex 미만의 마이크로파이버인 통형상 직물 구조체.

(2) (1)에 있어서, 경사의 커버팩터를 Cfa로 하고, 위사의 커버팩터를 Cfb로 했을 경우, Cfa<Cfb인 통형상 직물 구조체.

(3) (1) 또는 (2)에 있어서, 통형상 직물 구조체의 경사 방향의 통형상 직물 구조체 폭 1㎜당 3.3N 하중 시의 신도가 4% 이상이며, 파단 신도가 50% 이하인 통형상 직물 구조체.

(4) (1) 내지 (3) 중 어느 하나에 있어서, 상기 단사 섬도 1.0dtex 이상의 탄성 섬유의 단사가 열수축 특성이 상이한 2종류의 폴리머로 구성되는 복합 단면 섬유인 통형상 직물 구조체.

(5) (4)에 있어서, 열수축 특성이 상이한 2종류의 폴리머가 폴리에틸렌테레프탈레이트 및 폴리트리메틸렌테레프탈레이트인 통형상 직물 구조체.

(6) (1) 내지 (5) 중 어느 하나에 있어서, 통형상 직물 구조체가 2 이상의 층으로 이루어지는 것인 통형상 직물 구조체.

(7) (6)에 있어서, 최내층을 제외하는 층의 위사의 적어도 일부가 굵기 20㎛ 이상의 모노필라멘트인 통형상 직물 구조체.

(8) (1) 내지 (7) 중 어느 하나에 있어서, 통형상 직물 구조체의 내표면에서의 투수성이 500mL(밀리리터)/min/120㎜Hg(16㎪)/㎠ 이하인 통형상 직물 구조체.

(9) (1) 내지 (8) 중 어느 하나에 기재된 통형상 직물 구조체를 기재로서 사용한 인공 혈관.

(10) (9)에 있어서, 혈액과 접촉하는 통형상 직물의 내측에 항혈전성 재료가 결합함으로써 형성되는 항혈전성 재료층의 두께가 1~600㎚인 인공 혈관.

(11) (10)에 있어서, 상기 항혈전성 재료는 황 원자를 포함하는 음이온성의 항응고 활성을 갖는 화합물을 포함하는 인공 혈관.

(12) (10) 또는 (11)에 있어서, X선 광전자 분광법(XPS)으로 측정한 내표면의 전체 원자의 존재량에 대한 황 원자의 존재 비율이 3.0~6.0원자수%인 인공 혈관.

(13) (10) 내지 (12) 중 어느 하나에 있어서, X선 광전자 분광법(XPS)으로 측정한 내표면의 전체 원자의 존재량에 대한 질소 원자의 존재 비율이 6.0~12.0원자수%인 인공 혈관.

(14) (10) 내지 (13) 중 어느 하나에 있어서, 상기 항혈전성 재료는 알킬렌이민, 비닐아민, 알릴아민, 리신, 프로타민, 및 디알릴디메틸암모늄클로라이드로 이루어지는 군으로부터 선택되는 화합물을 구성 모노머로서 포함하는 양이온성 폴리머를 포함하고, 상기 양이온성 폴리머는 통형상 직물을 구성하는 경사 및 위사와 공유 결합하고 있는 인공 혈관.

(15) (10)에 있어서, 상기 항혈전성 재료는 에틸렌글리콜, 프로필렌글리콜, 비닐피롤리돈, 비닐알코올, 비닐카프로락탐, 아세트산 비닐, 스티렌, 메틸메타크릴레이트, 히드록시에틸메타크릴레이트, 및 실록산으로 이루어지는 군으로부터 선택되는 화합물을 구성 모노머로서 포함하는 친수성 폴리머의 골격 구조, 4-(아미노메틸)벤젠카르복시이미드아미드 또는 벤젠아미딘의 골격 구조 및 메톡시벤젠술폰산 아미드의 골격 구조로 이루어지는 3종류의 골격 구조를 포함하는 화합물이며, 상기 3종류의 골격 구조를 포함하는 화합물은 통형상 직물을 구성하는 경사 및 위사와 공유 결합하고 있는 인공 혈관.

(16) (15)에 있어서, 상기 3종류의 골격 구조를 포함하는 화합물은 이하의 일반식(I)~(Ⅳ)으로 나타내어지는 어느 하나의 화합물인 인공 혈관.

[식(I)~(IV) 중, m 및 o는 0~4의 정수를 나타내고, n은 3~1000의 정수를 나타내고, n'＝3~1000의 정수를 나타내지만, n≥n'이며, X는 수산기, 티올기, 아미노기, 카르복실기, 알데히드기, 이소시아네이트기, 및 티오이소시아네이트기로 이루어지는 군으로부터 선택되는 관능기를 나타낸다]

(17) (10) 내지 (16) 중 어느 하나에 있어서, 상기 항혈전성 재료는 아크릴산, 메타크릴산, α-글루탐산, γ-글루탐산, 및 아스파르트산으로 이루어지는 군으로부터 선택되는 화합물을 구성 모노머로서 포함하는 음이온성 폴리머 또는 옥살산, 말론산, 숙신산, 푸마르산, 글루타르산, 아디프산, 피멜산, 수베르산, 아젤라산, 세박산, 말산, 타르타르산, 및 시트르산으로 이루어지는 군으로부터 선택되는 음이온성 화합물을 포함하는 인공 혈관.

(발명의 효과)

청구항 1에 기재된 본 발명에 의하면 기계 강도, 신축성과 유연성 등의 기계적 특성, 내킹크성 등의 물리 특성이 우수하고, 유체나 분체를 문제없이 이송할 수 있기 때문에 선상물 보호용 호스, 유체 이송 호스나 통형상 필터, 패킹, 인공 혈관의 기재 용도로 적합하게 사용 가능한 통형상 직물 구조체이다. 또한, 인공 혈관의 기재 용도로 사용할 경우에는 상기 특성에 추가하여 누혈량이 적고, 항혈전성과 세포 친화성의 양립을 가능하게 할 수 있다. 또한, 청구항 10에 기재된 적절한 두께의 항혈전성 재료층을 구비함으로써 최적의 항혈전성을 달성 가능하게 할 수 있다.

본 발명의 통형상 직물 구조체는 경사와 위사를 교착시켜서 통형상으로 제직된 직물로서, 경사의 적어도 일부에 단사 섬도가 1.0dtex 이상의 탄성 섬유를 사용하고, 위사의 적어도 일부에 단사 섬도가 1.0dtex 미만인 마이크로파이버를 사용하는 것을 특징으로 하고 있다.

본 명세서에 있어서 사용하는 용어는 특별히 언급이 없는 한, 하기에 나타내는 정의를 사용한다.

여기에서 통형상 직물이란 경사와 위사를 교착시켜서 통형상이 된 직물이며, 본 발명의 통형상 직물 구조체는 경사의 적어도 일부가 단사 섬도 1.0dtex 이상의 탄성 섬유이며, 위사의 적어도 일부가 단사 섬도 1.0dtex 미만의 마이크로파이버를 사용하는 것을 특징으로 한다.

여기에서 단사 섬도란 JIS L 1013(2010)8.3.1 A법에 따라서 소정 하중의 0.045cN/dtex로 정량 섬도를 측정한 수치를 총 섬도로 하고, 그것을 단섬유 수로 나누어서 산출한 수치를 가리킨다.

《경사의 적어도 일부에 단사 섬도가 1.0dtex 이상인 탄성 섬유를 포함하는 것》

경사의 적어도 일부에 단사 섬도가 1.0dtex 이상인 탄성 섬유를 포함함으로써 통형상 직물 구조체의 기계적 강도를 향상시킬 뿐만 아니라 신축성과 유연성이 있는 통형상 직물로 이루어져 내킹크성 등의 물리 특성도 향상시킬 수 있다. 또한, 경사에 단사 섬도가 1.0dtex 이상인 탄성 섬유가 포함되지 않으면 통형상 직물의 기계적 강도뿐만 아니라 신축성이나 유연성이 저하되는 경향이 있다. 특히 장기적인 사용이 상정될 경우에 있어서 사용하는 섬유의 원료 폴리머에 따라 발생할 수 있는 가수 분해에 의한 강도 열화나 크리프 변형에 의한 신축성이나 유연성의 저하가 있다 하더라도 우수한 강도나 신축성, 유연성을 유지할 수 있는 점에서 경사의 적어도 일부에 단사 섬도가 2.0dtex 이상인 탄성 섬유를 포함하는 것이 바람직하다. 또한, 유연성의 점으로부터 단사 섬도는 5.0dtex 이하인 것이 바람직하며, 3.0dtex 이하인 것이 보다 바람직하다.

또한, 유연성의 관점으로부터 경사에는 복수의 단사로 이루어지는 멀티필라멘트를 바람직하게 사용할 수 있다. 멀티필라멘트를 구성하는 필라멘트의 개수는 특별히 한정되지 않지만, 5개 이상이 바람직하며, 더 바람직하게는 15개 이상이다.

또한, 탄성 섬유의 총 섬도는 5dtex 이상, 200dtex 이하가 바람직하다.

총 섬도가 5dtex 이상이면 섬유가 지나치게 가는 일 없이 충분한 강도나 신축성이 얻어진다. 한편, 200dtex 이하임으로써 섬유가 지나치게 굵지 않아 통형상 직물 구조체에 우수한 유연성을 부여할 수 있다.

본 발명에서 사용하는 탄성 섬유란 신축성(높은 신장률과 신장 회복률)을 갖는 섬유이며, 특별히 한정되지 않지만, 실에 하중을 가하여 20% 신장시켰을 때(신장률 20%)의 신장 회복률이 30% 이상이며, 더 바람직하게는 40% 이상, 더 바람직하게는 50% 이상이며, 10% 신장시켰을 때(신장률 10%)의 신장 회복률이 50% 이상이며, 더 바람직하게는 60% 이상, 더 바람직하게는 80%이다. 단, 신장 회복률이 지나치게 높으면 변형에 대한 반발력이 높아지게 되고, 반대로 단단해져버릴 가능성도 있기 때문에 신장 회복률의 상한으로서는 20% 신장 시(신장률 20%)의 신장 회복률이 90% 이하인 것이 바람직하다.

바람직한 구체예로서는 스판덱스 섬유, 열수축 특성이 상이한 2종류의 폴리머로 구성되는 복합 단면 섬유를 들 수 있다.

스판덱스 섬유로서는 폴리우레탄계 섬유 등 소위 스판덱스 섬유로 불리는 통상의 탄성사를 사용할 수 있다. 이러한 스판덱스 섬유는 심사에 사용하고, 초사로서 나일론 섬유나 폴리에스테르 섬유 등의 합성 섬유를 권회하여 커버링한 커버링사로서 사용하는 것이 바람직하다.

열수축 특성이 상이한 2종류의 폴리머로 구성되는 복합 단면 섬유로서는 열수축 특성이 상이한 2종류의 폴리머를 사용함으로써 잠재 권축이 부여된 복합 섬유인 것이 바람직하다. 또한, 이러한 복합 단면 섬유는 복수의 필라멘트로 구성되는 멀티필라멘트의 형태로 사용되는 것이 바람직하다. 복합의 형태로서는 열수축 특성이 상이한 2종류의 폴리머 성분을 섬유 길이 방향을 따라 사이드 바이 사이드형 또는 편심 심초형으로 복합한 복합 단면 섬유이며, 그것에 의해 잠재 권축이 부여된 복합 단면 섬유인 것이 바람직하다. 이러한 복합 단면 섬유는 가연(假撚) 가공이나 열처리에 의해 코일 권축을 발현시킴으로써 높은 신축성이 부여된 멀티필라멘트로 할 수 있다.

본 발명에서 사용하는 탄성 섬유로서 바람직한 것은 열수축 특성이 상이한 2종류의 폴리머로 구성되는 복합 단면 섬유이며, 그 중에서도 열수축 특성이 상이한 2종류의 폴리머 성분을 섬유 길이 방향을 따라 사이드 바이 사이드형 또는 편심 심초형으로 복합한 복합 단면 섬유의 멀티필라멘트이며, 더 바람직하게는 이러한 복합 섬유의 멀티필라멘트로서 가연 가공이나 열처리에 의해 코일 권축을 발현시킴으로써 높은 신축성을 부여한 멀티필라멘트를 사용하는 것이다.

또한, 본 발명의 통형상 직물 구조체에는 탄성 섬유를 경사 개수의 적어도 50% 이상 사용하는 것이 바람직하다. 더 바람직하게는 80% 이상이며, 가장 바람직한 것은 100%이다.

《위사의 적어도 일부에 단사 섬도가 1.0dtex 미만인 마이크로파이버를 포함하는 것》

위사의 적어도 일부에 단사 섬도가 1.0dtex 미만인 마이크로파이버를 포함함으로써 통형상 직물 구조체의 유연성이 향상될 뿐만 아니라 단사가 가늘어 단사 간의 공극을 작게 할 수 있으므로 투수성을 낮게 하는 것이 가능하다. 여기에서 마이크로파이버란 단사 섬도 1.0dtex 미만의 섬유를 가리킨다. 이러한 마이크로파이버는 멀티필라멘트의 형태로 사용하는 것이 바람직하다.

위사에 단사 섬도가 1.0dtex 이상인 멀티필라멘트만을 사용해도 직물 밀도를 높게 하면 투수성을 낮출 수 있지만, 통형상 직물 구조체가 단단해져 유연성이나 신축성이 손상되어버린다. 직물 구조체가 단단해지면 킹크의 원인이나 내층면에서의 요철이 발생하는 원인이 되어 바람직하지 않다.

또한, 본 발명에 있어서는 마이크로파이버는 1종에 한정되지 않고, 단사 섬도나 총 섬도가 상이한 복수종의 마이크로파이버를 조합시킬 수 있다.

마이크로파이버는 소위 직접 용융 방사해서 얻어지는, 소위 직방 타입의 것을 그대로 사용해도 좋지만, 할섬(割纖)형 복합 단면 섬유의 단사를 할섬해서 세섬도화한 소위 할섬 타입의 것을 사용할 수도 있다.

할섬 타입은 화학적 또는 물리적 수단에 의해 극세화 가능한 섬유를 사용하여 통형상 직물을 형성 후에 극세화할 수도 있고, 극세화한 후에 통형상 직물을 형성할 수도 있지만, 후술의 점으로부터 전자가 바람직하다. 화학적 또는 물리적 수단에 의해 극세화하는 방법으로서는, 예를 들면 미국특허 제 3531368호 명세서 및 미국특허 제 3350488호 명세서에 보이는 것 같이 다성분계 섬유의 일성분을 제거하거나 또는 박리시키는 등의 수단에 의해 피브릴 또는 극세화하는 방법이 있다. 이에 따라 통형상 다중 직물의 형성 시에는 통상의 섬유의 굵기이어도 통형상 다중 직물 형성 후에 극세화할 수 있기 때문에 가공상의 트러블, 예를 들면 제직(製織)이나 제직 전의 각종 실 가공 수단을 강구할 경우의 실의 끊김이나 보풀 발생을 최소한으로 억제할 수 있다.

본 발명에 있어서 통형상 직물 구조체의 위사에 사용되는 마이크로파이버는 다양한 유기 섬유를 사용할 수 있지만, 흡수성이나 내열화성의 점으로부터 폴리에스테르가 바람직하다. 폴리에스테르로서, 예를 들면 폴리에틸렌테레프탈레이트, 폴리부틸렌테레프탈레이트 등으로 이루어지는 섬유를 들 수 있다. 또한, 폴리에틸렌테레프탈레이트, 폴리부틸렌테레프탈레이트 등에 산 성분으로서 이소프탈산, 5-나트륨술포이소프탈산이나 아디프산 등의 지방족 디카르복실산을 공중합시킨 공중합 폴리에스테르로 이루어지는 섬유이어도 좋다. 멀티필라멘트사를 구성하는 섬유 및 경사 및 위사를 구성하는 섬유의 조합은 동일해도 상이해도 좋으며, 적당히 조합시킬 수 있다.

《마이크로파이버에 의한 누혈 억제와 세포 친화성》

본 발명의 통형상 직물 구조체를 인공 혈관에 사용할 경우, 위사에 단사 섬도가 1.0dtex 미만인 마이크로파이버를 포함하기 때문에 섬유 간 공극은 감소하여 보다 누혈성을 억제할 수 있다. 또한, 그것에 추가하여 혈관 내피 세포가 부착되는 데에 적합한 발판의 수가 극히 많으므로 혈관 내피 세포와 인공 혈관 내층 구성 섬유의 친숙도가 좋고, 혈관 내피 세포의 인공 혈관 내층으로의 붙임성이 양호하게 되므로 생체 친화성이 높은 인공 혈관을 얻을 수 있다. 인공 혈관에 사용하는 마이크로파이버는 단사 섬도가 1.0dtex 미만이며, 더 바람직하게는 단사 섬도 0.50dtex 이하이다. 또한, 단사 섬도가 0.008dtex 이상이면 세포의 부착성이 우수한 점에서 바람직하다. 또한, 총 섬도는 5dtex 이상 200dtex 이하가 바람직하다.

총 섬도가 5dtex 미만이면 섬유가 지나치게 가늘어서 충분한 강도가 얻어지지 않는다. 한편, 200dtex를 초과하면 섬유가 지나치게 굵어서 통형상 직물 구조체의 유연성이 손상되기 때문에 내킹크성이 저하될 우려가 있다.

《프리 클로팅》

직물 구조체를 인공 혈관에 사용할 경우, 생체 내에는 일정 정도의 높은 혈압이 존재하기 때문에 섬유 간극으로부터 혈액의 누설이 발생하는 것은 피하기 어렵다. 그래서 혈관 외과 수술에 포제의 인공 혈관을 사용하는 데에 있어서는 이식 직전에 인공 혈관을 혈액에 접촉시켜서 섬유 간극에 혈전을 인위적으로 만들어지게 해서 이 혈전에 의해 섬유 간극을 일시적으로 막히게 하는 조작, 소위 프리 클로팅이 행해지는 경우가 많다.

그러나 최근 외과 수술에서는 혈액의 응고를 방지하는 목적으로 헤파린을 사용하는 경우가 많은 점에서 프리 클로팅 조작에 의한 막힘이 불완전해지는 경우가 많아 혈액의 누설에 기인하는 수술 후의 대량 출혈이라는 위험한 상태도 발생할 수 있다. 또한, 수술 후에 자연 현상인 섬유소 용해 현상에 의해 프리 클로팅에 의해 생긴 피브린이 녹기 시작하는 상태가 발생하면 혈액 응고 조직은 용이하게 파괴되어버린다.

그래서 헤파린을 다량으로 사용하는 대동맥이나 심장의 수술에 사용하는 의료용 천 재료에서는 그 천에 생체 내에서 분해 흡수되는 콜라겐이나 젤라틴 등의 물질을 도포함으로써 의료용 천 재료 중에 혈액을 스며들지 않게 해서 혈액의 누설을 방지하는 고안이 이루어지고 있다. 이것이 소위 피복 인공 혈관이나 피복 인공 패치이며, 이미 제품화되어 있다. 그런데 이들 피복 인공 혈관이나 피복 인공 패치를 막히게 하기 위해서 사용하는 콜라겐이나 젤라틴 등의 물질의 대부분이 천연 유래 물질인 점에서 품질의 안정화가 매우 곤란하며, 공업 제품으로서의 사용은 바람직하다고는 말할 수 없다.

본 발명의 인공 혈관이 혈관 내피 세포 정착성이 우수한 이유를 설명하기 위한 전제로서 마이크로파이버에 의한 누혈 억제의 추정 메커니즘에 대해서 설명한다.

혈액 응고는 피브린의 석출과 혈소판의 응집으로부터 시작하지만, 상기한 바와 같이 피브린의 석출은 헤파린이나 섬유소 용해 현상의 영향을 받기 때문에 이들의 영향을 받기 어려운 혈소판의 응집이라는 경로를 활용하기 위해서 섬유 지름에 착목했다.

혈소판은 혈관 내피 세포의 표면 이외의 이물에 접촉하면 그 표면에 부착되는 성질이 있다. 그리고 그 이물로부터 받는 자극의 정도가 클 경우에는 혈소판은 자기 파열해서 주위에 내부의 과립을 방출하고, 혈소판의 잔해는 그 원래의 부분에 부착된다. 이 과립이 흩날리면 그것이 부착한 다른 혈소판은 상기 과립에 의한 자극에 의해 파열을 일으키고, 연쇄적으로 과립을 더 방출한다. 그리고 그들의 잔해를 남긴다. 그들의 잔해나 과립이 차례로 모여서 응집한 상태에서 혈전을 성장시킨다. 혈소판의 크기는 1~2㎛ 정도이기 때문에 단사 섬도가 1.0dtex 미만인 마이크로파이버이면 혈소판이 부착되기 쉬워 상기와 같은 기구에서 성장한 혈전이 극세의 마이크로파이버에 부착한다. 혈소판의 응집이 개시되면 자연히 피브린의 석출도 유발되므로 누혈을 효과적으로 억제할 수 있는 것이다.

《커버팩터》

경사의 커버팩터를 Cfa로 하고 위사의 커버팩터를 Cfb로 했을 경우, Cfa<Cfb인 것이 바람직하다. 커버팩터는 섬유 간의 섬유의 간극의 정도(충전 밀도)를 나타내며, 작을수록 섬유의 간극이 넓은 것을 나타낸다. 그래서 본 발명의 통형상 직물 구조체의 커버팩터는 경사의 커버팩터 Cfa<위사의 커버팩터 Cfb이면 마이크로파이버가 차지하는 면적이 크고, 투수성이나 누혈성을 낮게 컨트롤할 수 있으므로 바람직하다.

또한, 본 발명의 통형상 직물 구조체가 2층 이상의 다층 구조일 경우, 통형상 직물 구조체가 유체나 분체의 이송관이나 인공 혈관, 와이어나 전선의 보호재로서 사용될 때 물질과 접촉하는 최내층의 커버팩터가 상기 관계(Cfa<Cfb)인 것이 특히 유효하며, 최내층 이외의 직물 구조가 상기 관계(Cfa<Cfb)가 아닐 경우도 바람직하게 사용할 수 있다.

또한, 커버팩터는 후술의 방법으로 측정되는 값이다.

또한, 경사의 커버팩터는 500 이상 2000 이하인 것이 바람직하며, 보다 바람직하게는 1000 이상 2000 이하이다. 또한, 위사의 커버팩터는 1000 이상 2000 이하를 바람직하게 사용할 수 있다. 또한, 커버팩터의 합계(Cfa+Cfb)가 통형상 직물 구조체 전체의 치밀함을 나타내는 것이 되지만, 커버팩터의 합계(Cfa+Cfb)의 바람직한 범위는 1500 이상 4000 이하이며, 더 바람직하게는 1800 이상 3000 이하이다. 커버팩터의 합계(Cfa+Cfb)를 1500 이상으로 함으로써 직물 구조의 간극이 작아져 분체나 액체가 누출될 우려가 낮아진다. 한편, 4000 이하로 함으로써 양호한 치밀성과 유연성을 고레벨로 양립할 수 있다.

《경사 방향의 통형상 직물 구조체 폭 1㎜당 3.3N/하중 시의 신도가 4% 이상이며, 파단 신도가 50% 이하인 것》

본 발명에 있어서는 스트레치성의 점으로부터 통형상 직물 구조체의 경사 방향의 통형상 직물 구조체 폭 1㎜당 3.3N/하중 시의 신도가 4% 이상인 것이 바람직하며, 4.5% 이상인 것이 보다 바람직하다. 또한, 상한은 15% 이하인 것이 바람직하며, 10% 이하인 것이 보다 바람직하다. 또한, 통형상 직물 구조체의 경사 방향의 통형상 직물 구조체 폭 1㎜당 3.3N/하중 시의 신도는 후술하는 방법에 의해 측정되는 것이다.

또한, 통형상 직물 구조체의 파단 신도가 50% 이하이면 치수 안정성과 스트레치성을 양립하고, 유연성이 우수하므로 바람직하며, 40% 이하인 것이 보다 바람직하다. 또한, 유연성의 점으로부터 10% 이상인 것이 바람직하며, 20% 이상인 것이 보다 바람직하다.

본 발명의 통형상 직물 구조체는 저하중 시의 신도가 크기 때문에 작은 외력에 잘 추종하지만, 파단 신도는 작기 때문에 치수 안정성이 우수하다. 이러한 특징은 특히 인공 혈관의 기재로서 사용할 경우에 바람직하다. 통상, 자가 혈관(생체 혈관)은 혈압의 변동에 대해서 신축함으로써 혈압이나 혈류의 변동을 저감하고 있기 때문에 인공 혈관에도 스트레치성이 있는 것이 바람직하다.

본 발명에 있어서는 경사에 탄성 섬유를 사용하므로 우수한 스트레치성이 얻어지고, 사용하는 탄성 멀티필라멘트의 신장률, 신장 회복률, 경사 커버팩터 등을 적당히 조정함으로써 상기 바람직한 범위를 달성할 수 있다. 그 중에서도 경사를 구성하는 단사 섬도가 1.0dtex 이상인 탄성 섬유가 열수축 특성이 상이한 2종류의 폴리머로 구성되는 복합 단면 섬유일 경우에 상기 우수한 스트레치성을 용이하게 발휘할 수 있다.

《열수축 특성이 상이한 2종류의 폴리머로 구성되는 복합 단면 섬유》

열수축 특성이 상이한 2종류의 폴리머로 구성되는 복합 단면 섬유에 있어서의 폴리머로서는 열수축 특성이 상이한 2종류의 폴리에스테르를 바람직하게 들 수 있다. 조합으로서는 점도가 상이한 폴리에스테르(예를 들면, 폴리트리메틸렌테레프탈레이트 등), 폴리트리메틸렌테레프탈레이트와 그 밖의 폴리머에스테르(예를 들면, 폴리에틸렌테레프탈레이트, 폴리부틸렌테레프탈레이트 등)를 조합시키는 것이 바람직하다. 그 중에서도 일방의 성분이 폴리에틸렌테레프탈레이트(PET)를 주체로 하는 폴리에스테르이며, 타방의 성분이 폴리트리메틸렌테레프탈레이트(PTT)를 주체로 하는 폴리에스테르인 것이 바람직하다.

본 발명에 있어서는 상기 2성분이 섬유 길이 방향을 따라 사이드 바이 사이드형 또는 편심 심초형으로 복합된 섬유로 구성되는 것이 바람직하다. 이러한 복합사를 가연 가공이나 열처리함으로써 코일 권축을 발현시킬 수 있기 때문에, 우수한 신축성을 얻을 수 있기 때문에 바람직하다.

또한, 상기 폴리머 구성에 있어서 PTT가 고점도, PET가 저점도가 되도록 각각 선택되는 것이 바람직하다. 점도가 상이한 중합체를 상기 복합 형태로 함으로써 방사 시에 고점도측으로 응력이 집중하기 때문에 각 성분 사이에서 내부 변형이 상이하다. 그 때문에 연신 가연 후의 탄성 회복률 차 및 포백의 열처리 공정에서의 열수축률 차에 의해 고점도측이 크게 수축하고, 3차원 코일 권축의 형태를 취한다. 이 3차원 코일의 지름 및 단위 섬유 길이당 코일 수는 고수축 성분과 저수축 성분의 수축 차(탄성 회복률 차와 열수축률 차를 더한 값)에 의해 결정된다고 해도 좋고, 수축 차가 클수록 코일 지름이 작아 단위 섬유 길이당 코일 수가 많아진다.

또한, 본 발명의 저수축 성분은 PET인 것이 바람직하다. PET는 고수축 성분인 PTT와의 계면 접착성이 극히 양호함과 아울러, 용융 방사가 용이하여 6000m/분을 초과하는 고속 방사에 있어서도 안정되게 제사할 수 있는 특징을 갖는다. 또한, PTT를 고속 제사 했을 경우, 권체가 발생하여 패키지가 빠지기 어려워지거나 실 길이 방향으로서의 사반이 악화되어 품질이 저하된다는 문제를 내재하고 있다. 그것에 대해서 복합 방사의 편측 성분에 특정 비율 이상으로 PET를 배합함으로써 권체는 해소되고, 권취된 패키지의 경시적인 품질 열화도 거의 발생하지 않는다.

또한, PET를 편측 성분에 사용함으로써 연신 가연 공정에서의 열 세트 온도에 의해 고점도 성분의 PTT와의 수축률 차를 용이하게 제어할 수 있다. PTT는 열수축률의 세트 온도 의존성이 작은 것에 대해 PET는 열수축률의 세트 온도 의존성이 크다. 그 때문에 신축성을 높이고 싶을 경우에는 PTT와 PET의 열수축률 차를 크게 하면 좋고, 연신 가연 가공에서의 세트 온도를 높게 하면 좋다. 반대로 신축성을 낮게 하고 싶을 경우에는 PTT와 PET의 수축률 차를 작게 하면 좋고, 열 세트 온도를 낮게 하면 좋다.

여기에서 본 발명의 PTT란 테레프탈산을 주된 산 성분으로 하고, 1,3-프로판디올을 주된 글리콜 성분으로 하여 얻어지는 폴리에스테르이다.

또한, 본 발명에서 사용하는 PET란 테레프탈산을 주된 산 성분으로 하고, 에틸렌글리콜을 주된 글리콜 성분으로 하여 얻어지는 폴리에스테르이다. 단, 어느 성분도 20몰%, 보다 바람직하게는 10몰% 이하의 비율로 다른 에스테르 결합의 형성이 가능한 공중합 성분을 포함하는 것이어도 좋다. 공중합 가능한 화합물로서는, 예를 들면 이소프탈산, 숙신산, 시클로헥산디카르복실산, 아디프산, 다이머산, 세박산, 5-나트륨술포이소프탈산 등의 디카르복실산류, 에틸렌글리콜, 프로필렌글리콜, 디에틸렌글리콜, 디프로필렌글리콜, 부탄디올, 네오펜틸글리콜, 시클로헥산디메탄올, 폴리에틸렌글리콜, 폴리프로필렌글리콜 등의 디올류를 들 수 있지만, 이들에 한정되는 것은 아니다.

《통형상 직물 구조체가 2 이상의 층으로 이루어지는 것》

본 발명에 있어서는 통형상 직물 구조체를 2 이상의 층으로 구성함으로써 통형상 직물 구조체의 최내층부를 외력으로부터 보호하여 내구성이 향상하기 때문에 유체, 분체 이송에 사용할 때의 액체나 분체의 누설을 방지하고 또한 와이어, 케이블, 전선관 등의 선상물을 보호하는 기능을 향상시킬 수 있으므로 바람직하다.

또한, 특히 인공 혈관의 기재로 사용할 경우에는 내측이 혈액과 접촉하는 구조로 한다. 또한, 인공 혈관의 기재로 사용할 경우, 혈액과 접촉하는 통형상 직물의 내측을 내층 통형상 직물로 하고, 인공 혈관의 외층을 형성하는 통형상 직물의 외측을 외층 통형상 직물로 하고, 외층 통형상 직물과 내층 통형상 직물이 겹쳐진 구조를 다중 통형상 직물 구조로 하는 것이 바람직하다. 또한, 본 발명의 인공 혈관을 구성하는 다중 통형상 직물 구조는 내층 통형상 직물과 외층 통형상 직물 이외의 통형상 직물층을 포함하고 있어도 좋지만, 통형상 직물층의 수가 지나치게 많으면 인공 혈관의 두께가 두꺼워지기 때문에 생체 혈관의 두께와의 괴리가 커지게 되어 이식 수술할 때의 문합 등의 작업성이 저하된다. 이 때문에 통형상 직물층의 수는 2~4가 바람직하며, 2~3이 보다 바람직하다.

또한, 본 발명의 통형상 직물 구조체의 층의 수는 특별히 한정되지 않지만, 신축성이나 유연성의 관점으로부터 내벽층 경사 체결, 내벽층 위사 체결, 복위사 체결 등의 수단에 의해 일체로 제직된 2중직 직물 구조체인 것이 특히 바람직하다. 2중직으로 함으로써 2장의 직물을 래미네이트나 봉제 등의 방법으로 부착하는 공정이 불필요하게 되는 것뿐만 아니라 2층이 경사 또는 위사로 일체화되어 있기 때문에 유연하고 기계적 강도가 높은 통형상 직물 구조체를 얻을 수 있다.

또한, 2층 이상의 다중 직물 구조로 할 경우의 위사는 적어도 일부가 단사 섬도 1.0dtex 미만의 마이크로파이버이면 특별히 한정할 필요는 없고, 용도가 따라 다양한 합성 수지로 이루어지는 합성 섬유를 선택해서 사용할 수 있고, 형태도 멀티필라멘트나 모노필라멘트 등 적당하게 선택할 수 있다. 특히 인공 혈관의 기재로 사용할 경우에는 내층 표면측에 단사 섬도 1.0dtex 미만의 마이크로파이버가 배합되어 있는 것이 바람직하다.

직기로서는, 예를 들면 워터제트 직기, 에어제트 직기, 레이피어 직기, 및 셔틀 직기 등이 사용 가능하다. 그 중에서도 통형상에서의 제직성이 우수하여 균일한 통형상 구조를 얻을 수 있는 셔틀 직기를 사용하는 것이 바람직하다. 2중직 인공 혈관의 직조직으로서는 평직, 능직, 주자직물 및 이들의 변화직, 다중직 등의 직물을 사용할 수 있다. 기본적인 편직법으로서는 공지의 수단을 채용할 수 있다.

《최내층을 제외하는 층의 위사의 적어도 일부에 굵기 20㎛ 이상의 모노필라멘트를 사용하는 것》

본 발명의 통형상 직물 구조체는 굴곡되거나 사행형상으로 배치되는 경우가 있다. 본 발명의 통형상 직물 구조체는 킹크성이 우수하기 때문에 찌그러짐, 비틀림이 발생하기 어렵지만, 한층 더 내킹크성(역굴곡성)을 구비하는 것이 바람직하다. 그러기 위해서는 최내층을 제외하는 층의 위사의 적어도 일부에 굵기 20㎛ 이상의 모노필라멘트를 사용하는 것이 바람직하다. 강성이 강한 굵기 20㎛ 이상의 모노필라멘트로 이루어지는 위사는 통형상 직물 구조체에 보다 우수한 내킹크성을 부여하므로 바람직하다.

보다 바람직한 굵기로서는 100㎛ 이상이다. 상한으로서는 유연성의 점으로부터 300㎛ 이하로 하는 것이 바람직하며, 더 바람직하게는 200㎛ 이하로 하는 것이 보다 바람직하다.

본 발명의 모노필라멘트는 다양한 유기 섬유를 사용할 수 있지만, 흡수성이나 내열화성의 점으로부터 폴리에스테르가 바람직하다. 폴리에스테르로서, 예를 들면 폴리에틸렌테레프탈레이트, 폴리부틸렌테레프탈레이트 등을 들 수 있다. 또한, 폴리에틸렌테레프탈레이트, 폴리부틸렌테레프탈레이트 등에 산 성분으로서 이소프탈산, 5-나트륨술포이소프탈산이나 아디프산 등의 지방족 디카르복실산을 공중합 시킨 공중합 폴리에스테르로 이루어지는 모노필라멘트이어도 좋다. 또한, 심이 폴리에틸렌테레프탈레이트이며, 초가 심보다 융점이 낮은 공중합 폴리에스테르로 이루어지는 모노필라멘트이어도 좋다. 초에 저융점 성분을 갖는 모노필라멘트는 후가공에서 열 세팅하고, 통형상 직물 구조체의 외주를 융착함으로써 치수 안정성이나 내킹크성 등 기계적 강도의 안정성을 향상시킬 수 있기 때문에 바람직하게 사용할 수 있다.

《통형상 직물의 내표면에서의 투수성이 500mL(밀리리터)/min/120㎜Hg(16kPa)/㎠ 이하인 것》

투수성이 지나치게 높으면 섬유 간극의 사이즈나 양이 큼으로써 유체, 분체이송용 호스에 사용할 경우 액체나 분체의 누설이 지나치게 많다. 또한, 인공 혈관에 사용할 경우에는 누혈량이 많아지는 경향이 된다. 따라서 투수성은 작은 편이 바람직하다.

본 발명에 있어서는 내표면에서의 투수성이 500mL(밀리리터)/min/120㎜Hg(16kPa)/㎠ 이하인 것이 바람직하고, 또한 200mL/min/120㎜Hg/㎠ 이하인 것이 보다 바람직하며, 더 바람직하게는 150mL/min/120㎜Hg/㎠ 이하인 것이 보다 더 바람직하다.

한편으로 일반적인 종래의 통형상 직물을 사용한 인공 혈관에 있어서 섬유 간극만으로 낮은 투수성을 달성하는 것은 곤란하며, 생체 내에서 흡수되는 콜라겐이나 젤라틴 등의 겔을 부여하는 조작이 필요했다. 특히 세경의 인공 혈관에 이러한 조작을 행하면 세포 증식 등을 조장하기 위한 섬유 지름이나 섬유 간극 등의 미세 구조를 소실시키기 위해서 세포 친화성이 저하되거나 생체 내에서 흡수되는 젤라틴 등의 겔에 혈소판이 부착함으로써 오히려 혈전을 형성할 우려가 있었다. 특히 내경이 6㎜ 이하의 세경인 인공 혈관에 있어서는 비교적 혈전 형성을 촉진해버린다. 그러나 본 발명의 통형상 직물 구조체이면 바람직한 실시형태에 있어서 상기와 같은 낮은 투수성을 달성할 수 있다.

본 발명의 통형상 직물 구조체의 내표면에서의 투수성의 하한은 인공 혈관의 경우, 생체 친화성의 점으로부터 5mL/min/120㎜Hg(16kPa)/㎠ 이상인 것이 바람직하고, 10mL/min/120㎜Hg/㎠ 이상인 것이 보다 바람직하며, 50mL/min/120㎜Hg/㎠ 이상인 것이 보다 더 바람직하다.

여기에서 내표면에서의 투수성이란 통형상 직물 구조체의 양단부 중, 편측을 막은 상태로 또 다른 한쪽의 편측에 25℃의 수돗물 정도의 충분히 깨끗한 물을 다중 통형상 직물 구조체의 내벽에 120㎜Hg(16kPa)의 수압이 가해지도록 20분간 통과시키고, 그 후에 통형상 직물 구조체의 벽면으로부터 1분간으로 누출하는 누수량(mL)을 측정하고, 이 측정에 사용한 다중 통형상 직물 구조체의 표면적(㎠)으로 나눈 값을 말한다. 이 투수성을 인공 혈관의 섬유 간극의 사이즈나 양을 나타내는 지표로서 사용할 수 있다. 투수성은 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체를 구성하는 경사 및 위사의 구성 비율이나 단사 직경, 충전 밀도, 항혈전성 재료층의 두께 및 친수성 등에 의해 조정할 수 있다.

《항혈전성》

일반적으로 통형상 직물을 인공 혈관으로서 사용할 경우, 이식했을 때에 생체는 이것을 이물로서 인식하고, 특히 인공 혈관의 혈액과의 접촉면, 즉 내표면에서는 혈액 응고 반응이 진행되어 혈전이 형성되기 때문에 항혈전 처리되어 있는 것이 바람직하다. 종래 의료용 재료의 항혈전성을 향상하는 방법으로서는 헤파린 또는 헤파린 유도체를 재료의 표면에 부여하는 방법이 사용되어 왔다. 그러나 인공 혈관을 구성하는 폴리에스테르 섬유 등의 포제의 의료용 재료, 연신 다공질 폴리테트라플루오로에틸렌(이하, 「ePTFE」)제의 의료용 재료에는 헤파린 또는 헤파린 유도체를 직접 부여할 수 없다. 그 때문에 의료용 재료의 표면을 개질시킨 후, 공유 결합으로 헤파린 또는 헤파린 유도체를 재료의 표면에 부여시키는 방법(특허문헌 11~13)이나 이온 결합으로 헤파린 또는 헤파린 유도체를 재료의 표면에 부여시키는 방법(특허문헌 14~17)이 보고되어 있다.

포제의 인공 혈관에 항혈전성을 부여하는 방법으로서는 누혈을 방지하기 위해서 사용되는 생체 내에서 흡수되는 콜라겐이나 젤라틴 등의 겔에 헤파린 또는 헤파린 유도체를 포함시켜서 재료의 표면에 부여시키는 방법(특허문헌 18)이나 유기 용매에 녹인 세그먼트화 폴리우레탄에 함침시켜서 재료의 표면에 부여시키는 방법(특허문헌 19)이 보고되어 있다.

또한, 헤파린 또는 헤파린 유도체 이외의 항혈전성을 갖는 화합물을 사용하여 의료용 재료의 항혈전성을 향상하는 방법으로서는 혈액 응고 반응에 관여하는 복수의 혈액 응고 인자(예를 들면, 1차 지혈의 단계에 관여하는 혈소판)나 혈전 형성의 단계에 관여하는 트롬빈 등을 저해하는 화합물을 의료용 재료의 표면에 부여시키는 방법(특허문헌 20~22)이 보고되어 있다.

본 발명의 통형상 직물 구조체는 이들의 처리를 실시함으로써 혈전의 부착을 방지하고, 장기간 생체 내에 매설할 수 있기 때문에 인공 혈관으로서 바람직하게 사용할 수 있다. 그 중에서도 이하의 항혈전성 재료를 부여하는 것이 바람직하다.

《항혈전성 재료》

항혈전성이란 혈액과 접촉하는 표면에서 혈액이 응고하지 않는 성질이며, 예를 들면 혈소판의 응집이나 트롬빈으로 대표되는 혈액 응고 인자의 활성화 등으로 진행하는 혈액 응고를 저해하는 성질을 가리킨다. 여기에서 세포 친화성이란 생체 혈관의 내표면에 존재하여 혈전 형성을 저해할 수 있는 혈관 내피 세포가 정착하여 내막이 형성하기 쉬운 성질을 가리킨다.

여기에서 항혈전성 재료란 항혈전성을 갖는 재료이다. 본 발명에 있어서 항혈전성 재료로서는 구체적으로는 황 원자를 포함하는 음이온성의 항응고 활성을 갖는 화합물 및 양이온성 폴리머를 포함하는 항혈전성 재료 A 및 친수성 폴리머의 골격 구조, 4-(아미노메틸)벤젠카르복시이미드아미드 또는 벤젠아미딘의 골격 구조 및 메톡시벤젠술폰산 아미드의 골격 구조의 3종류의 골격 구조를 포함하는 항혈전성 재료 B가 바람직하게 사용된다.

본 발명의 인공 혈관에 있어서는 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체의 내측에 항혈전성 재료를 결합하여 항혈전성 재료층을 형성하는 것이 바람직하다. 이 항혈전성 재료층의 두께의 범위는 지나치게 두꺼우면 혈액과 접촉하는 인공 혈관의 내표면에 있어서 내측이 혈액과 접촉하는 본 발명의 통형상 직물 구조체를 구성하는 경사 및 위사로 이루어지는 미세 구조를 파괴해버림으로써 혈관 내피 세포의 정착이 일어나기 어려워지는 경향이 있다. 한편으로 항혈전성 재료층의 두께의 범위가 지나치게 얇으면 항혈전성 재료의 결합량이 적기 때문에 이식 직후에 최적의 항혈전성을 얻기 어려워질 가능성이 있다. 즉, 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체의 내측에 항혈전성 재료가 결합함으로써 형성되는 항혈전성 재료층은 적당한 두께를 갖는 것이 바람직하다. 구체적으로는 두께의 범위는 1~600㎚인 것이 바람직하고, 5~500㎚인 것이 보다 바람직하며, 15~400㎚인 것이 보다 더 바람직하다.

여기에서 항혈전성 재료층의 두께란, 예를 들면 후술하는 주사형 투과 전자 현미경(이하, 「STEM」)을 사용하여 구할 수 있다. 즉, 항혈전성 재료층의 두께란 STEM으로 측정한 내표면을 시점으로 하여 내층측으로부터 외층측을 향해서 수직 방향으로 원자 분포를 관찰했을 때의 항혈전성 재료로부터 유래되는 원자가 관측된 지점의 시점으로부터 종점까지의 거리이며, 적어도 무작위로 선택한 3점에 있어서 측정한 두께의 값으로부터 얻어지는 평균값이다.

본 발명의 통형상 직물 구조체를 인공 혈관에 사용할 경우 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체의 외층측, 즉 깊이 방향으로도 항혈전성 재료가 존재하고 있는 것이 바람직하다. 여기에서 STEM으로 측정한 내표면이란 STEM으로 측정하기 전의 시료 조정 시에 포매하는, 예를 들면 아크릴계 수지와 혈액과 접촉하는 통형상 직물이며, 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체를 외층측을 향해서 수직 방향으로 원자 분포를 관찰했을 때의 부분을 가리킨다. 구체적으로는 STEM으로 측정한 내표면이 아니라 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체를 구성하는 경사 및 위사에 있어서 항혈전성 재료로부터 유래되는 원자가 관측된 존재 지점을 시점으로 하고, 시점으로부터 항혈전성 재료층으로부터 유래되는 원자가 관측된 지점의 종점까지의 거리가 15㎚ 이상인 것, 구조체의 내표면으로부터 깊이 방향 15㎚ 이상에 존재하고 있는 것이 보다 바람직하다. 항혈전성 재료로부터 유래되는 원자가 관측된 지점의 시점으로부터 종점까지의 거리가 15㎚ 미만일 경우에는 항혈전성 재료의 결합량이 적어 이식 직후에 필요한 목적의 항혈전성을 만족시키지 않는다. 한편으로 항혈전성 재료로부터 유래되는 원자가 관측된 지점의 시점으로부터 종점까지의 거리가 200㎚를 초과해도 상관없지만, 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체의 외층, 즉 항혈전성 재료로부터 유래되는 원자의 존재가 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물측, 즉 깊이 방향으로 항혈전성 재료를 존재시키기 위해서는 인공 혈관을 구성하는 섬유를 산 또는 알칼리 및 산화제에 의해 적절히 가수 분해 및 산화 처리를 실시하기 때문에 열화가 일어나고, 인공 혈관의, 예를 들면 인장 강도 등의 역학 특성이 저하해버릴 우려가 있다. 이 때문에 본 발명은 항혈전성 재료로부터 유래되는 원자가 관측되는 지점의 종점이 깊이 방향 15~200㎚의 범위에 존재하도록 항혈전 재료를 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체를 구성하는 경사 및 위사와 결합시키는 것이 바람직하다.

상기한 바와 같이 본원발명자들이 예의 검토한 결과 인공 혈관의 혈액과 접촉하는 내표면에 있어서 내측이 혈액과 접촉하는 본 발명의 통형상 직물 구조체를 구성하는 경사 및 위사로 이루어지는 미세 구조를 유지하면서 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체를 구성하는 경사 및 위사에 항혈전성 재료를 결합시켜서 적절한 두께를 갖는 항혈전성 재료층을 형성함으로써 혈관 내피 세포의 정착 및 내막 형성을 한층 더 촉진할 수 있다. 또한, 미세 구조를 유지하면서 충분한 항혈전성 재료의 결합량을 달성할 수 있기 때문에 이식 직후에 우수한 항혈전성이 얻어지고, 항혈전성과 세포 친화성을 고도로 양립할 수 있는 것을 발견했다.

구체적으로 항혈전성 재료층의 두께 및 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체를 구성하는 경사 및 위사에 있어서 항혈전성 재료로부터 유래되는 원자가 관측된 존재 지점을 시점으로 하여 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체를 외층측을 향해서 수직 방향으로 원자 분포를 관찰했을 때의 시점으로부터 항혈전성 재료로부터 유래되는 원자가 관측된 지점의 종점까지의 거리에 대해서는 STEM과 X선 광전자 분광법(이하, 「XPS」) 등의 조합에 의해 확인할 수 있다. STEM에는 에너지 분산형 X선 분광 분석기(이하, 「EDX」) 및 전자 에너지 손실 분광 분석기(이하, 「EELS」) 등의 검출기가 있으며, STEM의 측정 조건을 이하에 나타낸다.

[측정 조건]

장치: 전계 방출형 투과 전자 현미경 JEM-2100F(JEOL Ltd.제)

EELS 검출기: GIF Tridiem(Gatan, Inc.제)

EDX 검출기: JED-2300T(JEOL Ltd.제)

화상 취득: Digital Micrograph(Gatan, Inc.제)

시료 조정: 초박 절편법(구리제 마이크로 그리드에 현가하고, 포매 수지는 아크릴계 수지를 사용)

가속 전압: 200kV

빔 지름: 직경 0.7㎚

에너지 분해능: 약 1.0eVFWHM

여기에서 원자의 존재는 STEM 측정으로부터 얻어진 스펙트럼에 있어서 백그라운드를 빼고 각 원자로부터 유래되는 피크 강도가 확인되는지 여부로 판단한다.

상기 항혈전성 재료 A는 황 원자를 포함하는 음이온성의 항응고 활성을 갖는 화합물인 것이 바람직하다. 또한, 양이온성 폴리머를 포함하고 있는 것이 바람직하고, 구체적으로는 알킬렌이민, 비닐아민, 알릴아민, 리신, 프로타민, 및 디알릴디메틸암모늄클로라이드로 이루어지는 군으로부터 선택되는 화합물을 구성 모노머 A로서 포함하는 양이온성 폴리머를 포함하고 있는 것이 보다 바람직하다.

이들 구성 모노머 A는 양이온성의 질소 원자를 갖고 있기 때문에 폴리머는 양이온성이 되고, 한편 항응고 활성을 갖는 황 원자를 포함한 화합물은 음이온성이기 때문에 양자는 이온 결합할 수 있다. 황 원자를 포함하는 음이온성의 항응고 활성을 갖는 화합물은 헤파린 또는 헤파린 유도체, 덱스트란황산, 폴리비닐술폰산, 및 폴리스티렌술폰산 등을 들 수 있고, 헤파린 또는 헤파린 유도체가 보다 바람직하다. 또한, 헤파린 또는 헤파린 유도체는 정제되어 있어도 좋고, 되어 있지 않아도 좋고, 혈액 응고 반응을 저해할 수 있는 것이면 특별히 한정되지 않으며, 임상에서 일반적으로 널리 사용되어 있는 헤파린, 미분획 헤파린이나 저분자량 헤파린 외에 안티트롬빈III에 고친화성의 헤파린 등도 포함된다. 헤파린의 구체예로서는 "헤파린나트륨"(Organon API Co., Ltd.제) 등을 들 수 있다.

양이온성 폴리머는 양이온성을 갖고 있기 위해서 용혈 독성 등을 발현할 가능성이 있기 때문에 혈액 중에 용출하는 것은 바람직하지 않다. 그 때문에 양이온성 폴리머는 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체를 구성하는 경사 및 위사와 결합하고 있는 것이 바람직하며, 공유 결합하고 있는 것이 보다 바람직하다.

양이온성 폴리머는 단독 중합체이어도 좋고, 공중합체이어도 좋다. 양이온성 폴리머가 공중합체일 경우에는 랜덤 공중합체, 블록 공중합체, 그라프트 공중합체 또는 교호 공중합체 중 어느 것이어도 좋지만 질소 원자를 포함한 반복 단위가 연속하는 블록의 경우, 그 블록의 부분과 황 원자를 포함하는 음이온성의 항응고 활성을 갖는 화합물이 상호 작용해서 강고하게 이온 결합하기 때문에 블록 공중합체가 보다 바람직하다.

여기에서 단독 중합체란 1종류의 구성 모노머를 중합해서 얻어지는 고분자 화합물을 말하고, 공중합체란 2종류 이상의 모노머를 공중합해서 얻어지는 고분자 화합물을 말한다. 그 중에서도 블록 공중합체란 반복 단위의 상이한 적어도 2종류 이상의 폴리머가 공유 결합으로 연결되어 긴 연쇄가 된 것 같은 분자 구조의 공중합체를 말하며, 블록이란 블록 공중합체를 구성하는 반복 단위의 상이한 적어도 2종류 이상의 폴리머 각각을 가리킨다.

본 발명에 있어서 양이온성 폴리머의 구조는 직쇄형상이어도 좋고, 분기형상이어도 좋다. 본 발명에 있어서는 황 원자를 포함하는 음이온성의 항응고 활성을 갖는 화합물과 많은 점에서 보다 안정된 이온 결합을 형성할 수 있기 때문에 분기형상인 편이 보다 바람직하다.

본 발명에 있어서 양이온성 폴리머는 제 1 급으로부터 제 3 급의 아미노기 및 제 4 급 암모늄기 중 적어도 1개의 관능기를 갖고 있지만, 그 중에서도 제 4 급 암모늄기는 제 1 급으로부터 제 3 급의 아미노기보다 황 원자를 포함하는 음이온성의 항응고 활성을 갖는 화합물과의 이온 상호 작용이 강고하며, 황 원자를 포함하는 음이온성의 항응고 활성을 갖는 화합물의 용출 속도가 제어하기 쉽기 때문에 바람직하다.

본 발명에 있어서 제 4 급 암모늄기를 구성하는 3개의 알킬기의 탄소수는 특별히 한정되는 것은 아니지만 지나치게 많으면 소수성이 높고, 또한 입체 장해가 커지기 때문에 제 4 급 암모늄기에 효과적으로 황 원자를 포함하는 음이온성의 항응고 활성을 갖는 화합물이 이온 결합할 수 없게 된다. 또한, 지나치게 많으면 용혈 독성도 발생하기 쉬워지는 점에서 제 4 급 암모늄기를 구성하는 질소 원자에 결합하고 있는 알킬기 1개당 탄소수는 1~12개가 바람직하고, 또한 2~6개가 바람직하다. 제 4 급 암모늄기를 구성하는 질소 원자에 결합하고 있는 3개의 알킬기는 모두 동일한 탄소수이어도 좋고 달라도 좋다.

본 발명에 있어서 황 원자를 포함하는 음이온성의 항응고 활성을 갖는 화합물과 이온 상호 작용에 의거하는 흡착량이 많은 점에서 양이온성 폴리머로서 폴리알킬렌이민을 사용하는 것이 바람직하다. 폴리알킬렌이민으로서는 폴리에틸렌이민(이하, 「PEI」), 폴리프로필렌이민, 및 폴리부틸렌이민 또한 알콕시화된 폴리알킬렌이민 등을 들 수 있고, 그 중에서도 PEI가 보다 바람직하다.

PEI의 구체예로서는 "LUPASOL"(등록상표)(BASF Japan Ltd.제)이나 "EPOMIN"(등록상표)(NIPPON SHOKUBAI CO., LTD.) 등을 들 수 있지만, 본 발명의 효과를 방해하지 않는 범위에서 다른 모노머와의 공중합체이어도 좋고 변성체이어도 좋다. 여기에서 변성체란 양이온성 폴리머를 구성하는 모노머 A의 반복 단위는 동일하지만, 예를 들면 후술하는 방사선의 조사에서 의해 그 일부가 라디칼 분해나 재결합 등을 일으키고 있는 것을 가리킨다.

본 발명의 양이온성 폴리머에 있어서 알킬렌이민, 비닐아민, 알릴아민, 리신, 프로타민, 및 디알릴디메틸암모늄클로라이드 이외에 사용되는 공중합체를 형성하는 구성 모노머는 특별히 한정되는 것은 아니지만, 예를 들면 에틸렌글리콜, 프로필렌글리콜, 비닐피롤리돈, 비닐알코올, 비닐카프로락탐, 아세트산 비닐, 스티렌, 메틸메타크릴레이트, 히드록시에틸메타크릴레이트, 및 실록산 등의 구성 모노머 B를 예시할 수 있다. 구성 모노머 B의 중량이 지나치게 많으면 양이온성 폴리머가 황 원자를 포함하는 음이온성의 항응고 활성을 갖는 화합물과의 이온 결합이 약해지는 경향이 있기 때문에 양이온성 폴리머의 전체 중량에 대한 구성 모노머 B의 중량은 10중량% 이하인 것이 바람직하다.

본 발명에 있어서 양이온성 폴리머의 중량 평균 분자량이 지나치게 작으면 황 원자를 포함하는 음이온성의 항응고 활성을 갖는 화합물보다 분자량이 작아지는 경향에 있기 때문에 안정된 이온 결합이 형성되지 않고, 목적의 항혈전성이 얻어지기 어려워진다. 한편으로 양이온성 폴리머의 중량 평균 분자량이 지나치게 크면 황 원자를 포함하는 음이온성의 항응고 활성을 갖는 화합물이 양이온성 폴리머에 의해 내포되어버려 항혈전성 재료가 매몰되기 쉬워져버린다. 이 때문에 양이온성 폴리머의 중량 평균 분자량은 600~2000000이 바람직하고, 1000~1500000이 보다 바람직하며, 10000~1000000이 보다 더 바람직하다. 양이온성 폴리머의 중량 평균 분자량은, 예를 들면 겔 투과 크로마토그래피법이나 광산란법 등에 의해 측정할 수 있다.

본 발명에 있어서 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체를 구성하는 경사 및 단사 섬도가 1.0dtex 미만인 마이크로파이버를 포함한 위사로 이루어지는 미세 구조를 유지하면서 황 원자를 포함하는 음이온성의 항응고 활성을 갖는 화합물의 존재에 의해 항혈전성과 세포 친화성의 고도인 양립을 달성하기 위해서 본원발명자들이 예의 검토한 결과 XPS로 측정한 내표면의 전체 원자의 존재량에 대한 황 원자의 존재 비율에 바람직한 값이 존재하는 것을 발견했다. 원자의 존재 비율은 「원자수%」로 나타내어지며, 원자수%란 전체 원자의 존재량을 100으로 했을 때의 특정 원자의 존재 비율을 원자수 환산으로 나타낸 것이다.

즉, 본 발명에 있어서 XPS로 측정한 내표면의 전체 원자의 존재량에 대한 황 원자의 존재 비율은 3.0~6.0원자수%가 바람직하고, 3.2~5.5원자수%가 보다 바람직하며, 3.5~5.0원자수%가 보다 더 바람직하다. 전체 원자의 존재량에 대한 황 원자의 존재 비율이 3.0원자수% 미만의 경우, 황 원자를 포함하는 음이온성의 항응고 활성을 갖는 화합물의 결합량이 적어지기 때문에 인공 혈관의 이식 직후에 우수한 항혈전성은 얻어지기 어렵다. 한편, 전체 원자의 존재량에 대한 황 원자의 존재 비율이 6.0원자수%를 초과하는 경우에는 황 원자를 포함하는 음이온성의 항응고 활성을 갖는 화합물의 결합량이 충분량 존재하고, 목적의 항혈전성은 얻어지지만, 이온 결합시키기 위한 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체를 구성하는 경사 및 위사와 공유 결합하는 양이온성 폴리머의 양을 많이 필요로 한다. 또한, 황 원자를 포함하는 음이온성의 항응고 활성을 갖는 화합물이 용출함에 따라서 노출한 양이온성 폴리머가 용혈 독성 등을 발현할 가능성이 있기 때문에 바람직하지 않다.

또한, 전체 원자의 존재량에 대한 황 원자의 존재 비율이 6.0원자수% 이하이면 황 원자를 포함하는 음이온성의 항응고 활성을 갖는 화합물의 결합량이 적절한 양이 되기 때문에 혈관 내피 세포의 정착이 촉구된다.

구체적으로 내표면의 전체 원자의 존재량에 대한 황 원자의 존재 비율은 XPS에 의해 구할 수 있다.

[측정 조건]

장치: ESCALAB220iXL(VG Scientific Co., Ltd.제)

여기 X선: monochromaticAIKα 1, 2선(1486.6eV)

X선 지름: 1㎜

X전자 탈출 각도: 90°(인공 혈관의 표면에 대한 검출기의 경사)

여기에서 X선 광전자 분광법(XPS)으로 측정한 내표면이란 인공 혈관을 절개하여 노출시킨 인공 혈관 내층의 표면이다. 또한, XPS의 측정 조건에 있어서의 X전자 탈출 각도, 즉 항혈전성 재료와 통형상 직물이 결합한 인공 혈관의 내표면에 대한 검출기의 경사를 90°로 하여 측정했을 경우에 검출되는 측정 표면으로부터 깊이 10㎚ 까지를 가리킨다. 또한, 본 발명에 있어서 통형상 직물 구조체의 섬유 중에는 항혈전 재료로부터 유래되지 않는 황 원자를 포함하고 있어도 좋고, 황 원자를 포함하고 있지 않아도 좋다.

인공 혈관의 내표면에 X선을 조사하고, 발생하는 광전자의 에너지를 측정함으로써 얻어지는 물질 중의 속박 전자의 결합 에너지 값으로부터 XPS로 측정한 내표면의 원자 정보가 얻어지고, 또한 각 결합 에너지 값의 피크의 에너지 시프트로부터 가수나 결합 상태에 관한 정보가 얻어진다. 또한, 각 피크의 면적비를 사용하여 정량, 즉 각 원자나 가수, 결합 상태의 존재 비율을 산출할 수 있다.

구체적으로는 황 원자의 존재를 나타내는 S2p 피크는 결합 에너지 값이 161eV~170eV 부근에 보이고, 본 발명에 있어서는 전체 피크에 대한 S2p 피크의 면적비가 3.0~6.0원자수%인 것이 바람직한 것을 발견했다. 전체 원자의 존재량에 대한 황 원자의 존재 비율은 소수점 두 번째 자리를 사사오입하여 산출하는 것으로 한다.

또한, 마찬가지로 하여 XPS로 측정한 내표면의 전체 원자의 존재량에 대한 질소 원자의 존재 비율에도 바람직한 값이 존재하는 것을 발견했다. 즉, XPS로 측정한 내표면의 전체 원자의 존재량에 대한 질소 원자의 존재 비율은 6.0~12.0원자수%가 바람직하고, 7.0~12.0원자수%가 보다 바람직하고, 7.5~11.0원자수%가 보다 바람직하며, 8.0~10.0원자수%가 보다 더 바람직하다. 전체 원자의 존재량에 대한 질소 원자의 존재 비율이 6.0원자수% 미만의 경우, 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체와 결합하는 양이온성 폴리머의 양이 적어지기 때문에 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체를 구성하는 경사 및 단사 섬도가 1dtex 미만인 마이크로파이버를 포함한 위사로 이루어지는 미세 구조는 유지되지만, 양이온성 폴리머와 이온 결합하는 황 원자를 포함하는 음이온성의 항응고 활성을 갖는 화합물의 결합량이 적어지기 때문에 인공 혈관의 이식 직후에 최적의 항혈전성은 얻어지기 어려워진다. 한편, 전체 원자의 존재량에 대한 질소 원자의 존재 비율이 12.0원자수%를 초과하는 경우에는 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체와 결합하는 양이온성 폴리머의 양이 많아지기 때문에 양이온성 폴리머와 이온 결합하는 황 원자를 포함하는 음이온성의 항응고 활성을 갖는 화합물의 결합량이 충분량 존재하지만 황 원자를 포함하는 음이온성의 항응고 활성을 갖는 화합물이 용출함에 따라서 다량의 양이온성 폴리머가 노출하기 때문에 용혈 독성을 나타내는 것을 알 수 있다.

또한, 전체 원자의 존재량에 대한 질소 원자의 존재 비율이 12.0원자수% 이하이면 황 원자를 포함하는 음이온성의 항응고 활성을 갖는 화합물의 결합량이 적절한 양이 되기 때문에 혈관 내피 세포의 정착이 촉구된다. 항혈전성과 세포 친화성을 양립하기 위해서는 전체 원자의 존재량에 대한 질소 원자의 존재 비율은 6.0~12.0원자수%가 바람직하고, 6.0~9.5원자수%가 보다 바람직하며, 8.0~9.5원자수%가 보다 더 바람직하다.

구체적으로는 질소 원자의 존재를 나타내는 N1s 피크는 결합 에너지 값이 396eV~403eV 부근에 보이고, 본 발명에 있어서는 전체 피크에 대한 N1s 피크의 면적비가 7.0~12.0원자수%인 것이 바람직한 것을 발견했다. 또한, N1s 피크는 주로 탄소-질소(이하, 「C-N」) 결합에 귀속되는 n1 성분(399eV 부근)과, 암모늄염 또는 C-N(n1과는 다른 구조) 또는 질소산화물(이하, 「NO」)에 귀속되는 n2 성분(401~402eV 부근)으로 피크 분할할 수 있다. 각 분할 피크 성분의 존재 비율은 이하의 식 2에 의해 산출된다. 전체 원자의 존재량에 대한 질소 원자의 존재 비율 및 각 분할 피크 성분의 존재 비율은 소수점 두 번째 자리를 사사오입하여 산출하는 것으로 한다.

분할_ratio＝N1s_ratio×(분할_{percent /}100)···식 2

분할_ratio: 각 분할 피크 성분의 존재 비율(%)

N1s_ratio: 전체 원자의 존재량에 대한 질소 원자의 존재 비율(%)

분할_percent: N1s 피크에 있어서의 각 분할 피크 성분의 존재 비율(%)

N1s 피크의 분할에 의해 얻어지는 NO에 귀속하는 n2 성분은 본 발명에 있어서는 제 4 급 암모늄기의 존재를 나타내는 것이며, N1s 피크의 전체 성분에 대한 n2 성분의 존재 비율, 즉 분할_percent(n2)는 20~70원자수%가 바람직하고, 25~65원자수%가 보다 바람직하며, 30~60원자수%가 더 바람직한 것을 발견했다. 분할_percent(n2)가 20원자수% 미만일 경우, 제 4 급 암모늄기의 존재량이 적기 때문에 황 원자를 포함하는 음이온성의 항응고 활성을 갖는 화합물과의 이온 상호 작용이 약하고, 용출 속도가 빨라지며, 인공 혈관의 이식 직후에 최적의 항혈전성이 얻어지기 어려워진다. 한편, 분할_percent(n2)가 70원자수%를 초과하는 경우에는 황 원자를 포함하는 음이온성의 항응고 활성을 갖는 화합물과의 이온 상호 작용이 강고해지는 경향이 있으며, 이온 복합체의 형성에 의한 자유도의 저하에 따라 항응고 활성을 높고 길게 발현할 수 없을 뿐만 아니라 용출 속도가 느려지기 쉽다. 또한, n2 성분의 존재 비율, 즉 분할_ratio(n2)는 식 2에 의해 산출되기 때문에 상기 이유에 의해 1.4~8.4 원자수%가 바람직하고, 1.8~7.2 원자수%가 보다 바람직하며, 2.4~6.0원자수%가 보다 더 바람직하다.

또한, 탄소 원자의 존재를 나타내는 C1s 피크는 결합 에너지 값이 282~292eV 부근에 보이고, C1s 피크는 주로 포화 탄화 수소 등의 존재를 시사하는 탄소-수소(이하, 「CHx」) 결합이나 탄소-탄소(이하, 「C-C」) 결합, 탄소=탄소(이하, 「C=C」) 결합에 귀속되는 c1 성분(285eV 부근)과, 에테르나 수산기의 존재를 시사하는 탄소-산소(이하, 「C-O」) 결합이나 탄소-질소(이하, 「C-N」) 결합에 귀속되는 c2 성분(286eV 부근)과, 카르보닐기의 존재를 시사하는 탄소=산소(이하, 「C=O」) 결합에 귀속되는 c3 성분(287~288eV 부근)과, 에스테르기나 카르복실기의 존재를 시사하는 산소=탄소-산소(이하, 「O=C-O」) 결합에 귀속되는 c4 성분(288~289eV 부근)과, 벤젠환 등의 공역계의 존재를 시사하는 π-π^*새틀라이트 피크(이하, 「π-π」) 결합에 귀속되는 c5 성분(290~292eV 부근)에 피크 분할할 수 있다. 각 분할 피크 성분의 존재 비율은 이하의 식 3에 의해 산출된다. 전체 원자의 존재량에 대한 탄소 원자의 존재 비율 및 각 분할 피크 성분의 존재 비율은 소수점 두 번째 자리를 사사오입하여 산출하는 것으로 한다.

분할_ratio＝C1s_ratio×(분할_{percent /}100)···식 3

분할_ratio: 각 분할 피크 성분의 존재 비율(%)

C1s_ratio: 전체 원자의 존재량에 대한 탄소 원자의 존재 비율(%)

분할_percent: C1s 피크에 있어서의 각 분할 피크 성분의 존재 비율(%)

C1s 피크의 분할에 의해 얻어지는 C=O 결합에 귀속되는 c3 성분은 본 발명에 있어서는 아미드기의 존재를 나타내는 것이며, 본 발명에 있어서 C1s 피크의 전체 성분에 대한 c3 성분의 존재 비율, 즉 본 발명에 있어서 아미드기의 존재 비율은 2.0원자수% 이상이 바람직하고, 3.0원자수% 이상이 보다 바람직한 것을 발견했다. 아미드기의 존재 비율이 2.0원자수% 미만일 경우, 양이온성 폴리머와 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체 사이에서 아미드 결합에 의한 공유 결합이 적어지기 때문에 양이온성 폴리머의 결합량이 적어짐과 아울러, 양이온성 폴리머와 황 원자를 포함하는 음이온성의 항응고 활성을 갖는 화합물의 이온 결합 상태가 나빠지기 때문에 최적의 항혈전성이 얻어지기 어려워진다.

한편으로 본 발명의 항혈전성 재료 B는 친수성 폴리머의 골격 구조, 4-(아미노메틸)벤젠카르복시이미드아미드 또는 벤젠아미딘의 골격 구조 및 메톡시벤젠술폰산 아미드의 골격 구조의 3종류의 골격 구조를 포함하고 있는 것이 바람직하다. 친수성 폴리머로서는 구체적으로는 에틸렌글리콜, 프로필렌글리콜, 비닐피롤리돈, 비닐알코올, 비닐카프로락탐, 아세트산 비닐, 스티렌, 메틸메타크릴레이트, 히드록시에틸메타크릴레이트, 및 실록산으로 이루어지는 군으로부터 선택되는 화합물을 구성 모노머 B로서 포함하고 있는 것이 보다 바람직하다.

상기 3종류의 골격 구조는 각각이 별개의 화합물에 포함되어 있어도 좋고, 적어도 2개의 골격 구조가 공유 결합 또는 이온 결합에 의해 결합한 화합물이어도 좋다. 또한, 친수성 폴리머의 골격 구조, 4-(아미노메틸)벤젠카르복시이미드아미드 또는 벤젠아미딘의 골격 구조 및 메톡시벤젠술폰산 아미드의 골격 구조의 모든 구조를 포함한 화합물을 항혈전성 재료 B로서 사용하는 것이 본 발명의 인공 혈관에 있어서 항혈전성과 세포 친화성을 양립시키기 위해서 보다 바람직하다.

또한, 상기 3종류의 골격 구조 중 어느 하나가, 예를 들면 수산기, 티올기, 아미노기, 카르복실기, 알데히드기, 이소시아네이트기, 및 티오이소시아네이트기로 이루어지는 군으로부터 선택되는 관능기를 갖고 있는 것이 바람직하고, 아미노기 또는 카르복실기를 갖고 있는 것이 보다 바람직하며, 아미노기를 갖고 있는 것이 보다 더 바람직하다. 또한, 상기 관능기는 친수성 폴리머의 골격 구조에 포함되어 있는 것이 바람직하고, 친수성 폴리머의 골격 구조의 말단에 존재하고 있는 것이 보다 바람직하다. 수산기, 티올기, 아미노기, 카르복실기, 알데히드기, 이소시아네이트기, 및 티오이소시아네이트기로 이루어지는 군으로부터 선택되는 관능기를 사용하여 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체를 구성하는 경사 및 위사와 3종류의 골격 구조 사이에서 디술피드 결합, 아미드 결합, 에스테르 결합, 우레탄 결합, 및 축합 반응에 의한 결합 등의 공유 결합을 할 수 있다.

상기한 바와 같이 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체를 구성하는 경사 및 위사와 공유 결합시키기 위해 반응성을 갖는 관능기를 항혈전성 재료에 갖게 함으로써 방사선 조사 등의 방법을 사용하는 일 없이 공유 결합시킬 수 있다. 특허문헌 15나 특허문헌 16과 같이 방사선 조사 등에 의해 공유 결합시킬 경우, 4-(아미노메틸)벤젠카르복시이미드아미드 또는 벤젠아미딘의 골격 구조 및 메톡시벤젠술폰산 아미드의 골격 구조는 방사선에 의한 고에너지의 흡수에 의해 매우 반응성이 풍부한 라디칼이 발생하고, 화합물의 불특정 부위와 라디칼이 반응함으로써 골격 구조가 변화되어 주로 항트롬빈 활성화 성능이 저하되어버린다.

본 발명에서 바람직하게 사용되는 항혈전성 재료 B에 있어서 항혈전성과 세포 친화성을 고도로 양립시키는 중에서 특히 항혈전성에 있어서의 항혈소판 부착 성능을 보다 높이기 위해서 본원발명자들이 예의 검토한 결과 친수성 폴리머의 골격 구조가 중요한 것을 발견했다.

친수성 폴리머의 골격 구조란 친수성의 관능기를 갖고, 물로의 용해성을 갖는 폴리머의 골격 구조를 가리키며, 친수성 폴리머는 본 발명의 효과를 방해하지 않는 범위에서 다른 모노머와의 공중합체이어도 좋고 변성체이어도 좋다.

친수성 폴리머의 골격 구조는 상기 구성 모노머 B를 사용하고 있으면 단독 중합체이어도 좋고 공중합체이어도 좋다. 친수성 폴리머가 공중합체일 경우에는 랜덤 공중합체, 블록 공중합체, 그라프트 공중합체 또는 교호 공중합체 중 어느 하나이어도 좋다. 또한, 친수성 폴리머의 골격 구조는 직쇄형상이어도 좋고, 분기형상이어도 좋다.

또한, 본 발명에서 바람직하게 사용되는 항혈전성 재료 B에 있어서 항혈전성과 세포 친화성을 양립시키는 중에서 특히 항혈전성에 있어서의 항트롬빈 활성화 성능을 보다 높이기 위해서 본원발명자들이 예의 검토한 결과, 4-(아미노메틸)벤젠카르복시이미드아미드 또는 벤젠아미딘의 골격 구조 및 메톡시벤젠술폰산 아미드의 골격 구조가 중요한 것을 발견했다.

4-(아미노메틸)벤젠카르복시이미드아미드의 골격 구조란 이하의 일반식(V)에 나타내어지는 골격 구조이며, 벤젠아미딘의 골격 구조란 이하의 일반식(VI)에 나타내어지는 골격 구조이며, 메톡시벤젠술폰산 아미드의 골격 구조란 이하의 일반식(VII)으로 나타내어지는 골격 구조이다.

[식 중, R1은 다른 골격 구조와 연결하는 부분이다]

[식 중, R2는 다른 골격 구조와 연결하는 부분이다]

[식 중, R3, R4는 다른 골격 구조와 연결하는 부분이다]

또한, 친수성 폴리머의 골격 구조, 4-(아미노메틸)벤젠카르복시이미드아미드 또는 벤젠아미딘의 골격 구조 및 메톡시벤젠술폰산 아미드의 골격 구조의 3종류 모든 구조를 포함한 화합물로서 특히 하기 일반식(I)~(Ⅳ)으로 나타내어지는 어느 하나의 화합물인 것이 바람직하다. 이 중, X는 아미노기 또는 카르복실기인 것이 바람직하고, X는 아미노기인 것이 보다 더 바람직하다.

[식(I)~(IV) 중, m 및 o는 0~4의 정수를 나타내고, n은 3~1000의 정수를 나타내며, n'＝3~1000의 정수를 나타내지만, n≥n'이며, X는 수산기, 티올기, 아미노기, 카르복실기, 알데히드기, 이소시아네이트기, 및 티오이소시아네이트기로 이루어지는 군으로부터 선택되는 관능기를 나타낸다]

본 발명에 있어서는 상기 식 중 X는 3종류 중 어느 하나의 골격 구조에 포함되어 있어도 좋지만, 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체와 근접하는 측에 항혈소판 부착 성능을 갖는 친수성 폴리머의 골격 구조가 존재하고, 혈액과 접촉하는 측에 항트롬빈 활성화 성능을 갖는 4-(아미노메틸)벤젠카르복시이미드아미드 또는 벤젠아미딘의 골격 구조 및 메톡시벤젠술폰산 아미드의 골격 구조가 존재하는 쪽이 후자의 골격 구조가 트롬빈을 포착하는 성능이 보다 높아지게 되고, 높고 긴 항혈전성을 발현할 수 있는 것을 발견했다. 즉, 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체를 구성하는 경사 및 위사와 공유 결합시키는 반응성 관능기(상기 식 중 X)는 친수성 폴리머의 골격 구조에 포함되어 있는 것이 바람직하고, 친수성 폴리머의 골격 구조의 말단에 존재하고 있는 것이 보다 바람직하다. 반응성 관능기인 식 중 X를 사용하여 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조를 구성하는 경사 및 위사와 항혈전성 재료 중의 화합물은 디술피드 결합, 아미드 결합, 에스테르 결합, 우레탄 결합, 및 축합 반응에 의한 결합 등의 공유 결합을 할 수 있다.

본 발명에 있어서 결합이란 공유 결합, 수소 결합, 이온 결합, 및 배위 결합 등의 화학 결합을 말한다. 공유 결합이란 원자끼리 서로의 전자를 공유함으로써 발생하는 화학 결합을 말한다. 공유 결합의 종류는 한정되는 것은 아니지만, 예를 들면 아민 결합, 아지드 결합, 아미드 결합, 이민 결합 등을 들 수 있다. 그 중에서도 특히 공유 결합의 형성하기 쉬움이나 결합 후의 안정성 등의 관점으로부터 아미드 결합이 보다 바람직하다. 공유 결합의 확인은 항혈전성 재료를 용해하는 용제에 의해 인공 혈관을 세정해도 용출하지 않는 점에서 판정할 수 있다.

본 발명에 있어서 보다 장기간 지속적으로 높은 항혈전성을 발현하기 위해서는 항혈전성 재료 B가 베타인 화합물을 포함하고, 상기 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체를 구성하는 경사 및 위사 또는 상기 항혈전성 재료 B와 공유 결합하고 있는 것이 보다 바람직한 것을 발견했다.

또한, 베타인 화합물이란 정전하와 부전하를 동일 분자 내의 이웃하지 않는 위치에 갖고, 정전하를 갖는 원자에는 분해할 수 있는 수소 원자가 결합하고 있지 않고, 분자 전체로서는 전하를 갖지 않는 화합물 및 그 염을 가리키며, 본 발명에 있어서는 베타인 화합물을 일부에 포함하는 화합물이면 특별히 한정되는 것은 아니지만, 카르복시베타인, 술포베타인, 및 포스포베타인이 바람직하고, 특히 이하의 일반식(VIII) 또는 일반식(IX)으로 나타내어지는 카르복시베타인 또는 술포베타인인 것이 보다 바람직하다. 또한, 일반식(VIII) 또는 일반식(IX)의 식 중 X는 아미노기 또는 카르복실기인 것이 바람직하며, X는 아미노기인 것이 보다 바람직하다.

[식(VIII) 및 (IX) 중, n은 1~4 중 어느 하나를 나타내고, m은 2~4의 정수를 나타내고, n'은 2~4의 정수를 나타내고, m'은 2~4의 정수를 나타내며, X는 수산기, 티올기, 아미노기, 카르복실기, 알데히드기, 이소시아네이트기, 및 티오이소시아네이트기로 이루어지는 군으로부터 선택되는 관능기를 나타낸다]

본 발명에 있어서 바람직하게 사용되는 항혈전성 재료 B를 결합한 인공 혈관의 경우, 비행 시간형 2차 이온 질량 분석법(이하, 「TOF-SIMS」)으로 측정한 최내표면에 있어서의 친수성 폴리머의 골격 구조, 4-(아미노메틸)벤젠카르복시이미드아미드 또는 벤젠아미딘의 골격 구조 및 메톡시벤젠술폰산 아미드의 골격 구조의 존재는 TOF-SIMS에 의해 구할 수 있다.

[측정 조건]

장치: TOF.SIMS5(Ion-Tof Inc.제)

1차 이온종: Bi₃ ⁺⁺

2차 이온 극성: 정 및 부

질량 범위(m/z): 0~1500

래스터 사이즈: 300㎛×300㎛

픽셀 수(1변): 256픽셀

후단 가속: 10kV

측정 진공도(시료 도입 전): 4×10^-7Mpa

1차 이온 가속 전압: 25kV

펄스 폭: 10.5㎱

번칭: 있음(고질량 분해능 측정)

대전 중화: 있음

여기에서 「TOF-SIMS」의 측정은 인공 혈관을 절개하여 노출시킨 인공 혈관 내층을 측정한다. 또한, 「TOF-SIMS로 측정한 최내표면」이란 TOF-SIMS의 측정 조건에 있어서의 측정 표면으로부터의 깊이 1~3㎚까지의 것을 가리킨다.

초고진공 중에 둔 최내표면에 펄스화된 1차 이온이 조사되어 TOF-SIMS로 측정한 최내표면으로부터 방출된 2차 이온이 일정의 운동 에너지를 얻어서 비행 시간형의 질량 분석계에 유도된다. 2차 이온의 질량에 따라 질량 스펙트럼이 얻어지기 때문에 TOF-SIMS로 측정한 최내표면에 존재하는 유기물이나 무기물의 동정(同定), 그 피크 강도로부터 존재량에 관한 정보가 얻어진다.

구체적으로 TOF-SIMS로 측정한 최내표면에 있어서의 에틸렌글리콜 또는 프로필렌글리콜의 골격 구조는 TOF-SIMS에 의해 관측되는 정 2차 이온의 ⁴⁵C₂H₅O⁺피크, ⁵⁹C₃H₇O⁺피크, ⁷³C₃H₅O₂ ⁺피크, ⁸⁷C₄H₇O₂ ⁺피크로 이루어지는 군으로부터 선택되는 적어도 일종의 피크에서 확인된다.

또한, TOF-SIMS로 측정한 최내표면에 있어서의 4-(아미노메틸)벤젠카르복시이미드아미드의 골격 구조는 TOF-SIMS에 의해 관측되는 정 2차 이온의 ¹⁰⁶C₇H₈N⁺피크, ¹¹⁷C₇H₅N₂ ⁺피크, ¹³⁴C₈H₁₀N₂ ⁺피크, ¹⁴⁸C₈H₁₀N₃ ⁺피크, 부 2차 이온의 ¹¹⁹C₇H₇N₂ ^-피크로 이루어지는 군으로부터 선택되는 적어도 일종의 피크에서 확인되고, 벤젠아미딘의 골격 구조는 TOF-SIMS에 의해 관측되는 부 2차 이온의 ¹¹⁹C₇H₇N₂ ^-피크로 확인되며, 메톡시벤젠술폰산 아미드의 골격 구조는 정 2차 이온의 ¹¹⁷C₇H₇SO₃ ⁺피크, 부 2차 이온의 ⁶⁴SO₂ ^-피크, ¹⁷¹C₇H₇SO₃ ^-피크, ¹⁸⁶C₇H₈SNO₃ ^-피크, ²¹²C₉H₁₀SNO₃ ^-피크로 이루어지는 군으로부터 선택되는 적어도 일종의 피크에서 확인된다.

또한, TOF-SIMS로 측정한 최내표면에 있어서의 베타인 화합물의 존재는 TOF-SIMS에 의해 관측되는 부 2차 이온의 ⁹⁴CH₂SO₃ ^-피크, ¹⁵⁰C₄H₈NSO₃ ^-피크, ¹⁶⁶C₅H₁₂NSO₃ ^-피크로 이루어지는 군으로부터 선택되는 적어도 1종류의 피크에서 확인된다.

예를 들면, 후술하는 양이온성 폴리머가 PEI일 경우에는 최내표면에 있어서의 PEI의 존재는 TOF-SIMS에 의해 관측되는 정 2차 이온의 ¹⁸NH₄ ⁺피크, ²⁸CH₂N⁺피크, ⁴³CH₃N₂ ⁺피크, ⁷⁰C₄H₈N⁺피크, 부 2차 이온의 ²⁶CN^-피크, ⁴²CNO^-피크로 이루어지는 군으로부터 선택되는 적어도 일종의 피크에서 확인된다.

예를 들면, 후술하는 음이온성 폴리머가 폴리아크릴산(이하, 「PAA」)일 경우에는 최내표면에 있어서의 PAA의 존재는 TOF-SIMS에 의해 관측되는 부 2차 이온의 ⁷¹C₃H₃O₂ ^-피크에서 확인된다.

예를 들면, 인공 혈관을 구성하는 통형상 직물 구조체의 위사에 사용되는 마이크로파이버 폴리에틸렌테레프탈레이트의 경우에는 폴리에틸렌테레프탈레이트의 존재는 TOF-SIMS에 의해 관측되는 정 2차 이온의 ⁷⁶C₆H₄ ⁺피크, ¹⁰⁴C₇H₄NO⁺피크, ¹⁰⁵C₇H₅O⁺피크, ¹⁴⁹C₈H₅O₃ ⁺피크, 부 2차 이온의 ⁷⁶C₆N₄ ^-피크, ¹²⁰C₇H₄O₂ ^-피크, ¹²¹C₇H₅O₂ ^-피크, ¹⁴⁷C₉H₇O₂ ^-피크, ¹⁶⁵C₈H₅O₄ ^-피크로 이루어지는 군으로부터 선택되는 적어도 일종의 피크에서 확인된다.

본 발명에 있어서는 음이온성 폴리머가 PAA일 경우, 최내표면에 있어서의 PAA에 대한, 4-(아미노메틸)벤젠카르복시이미드아미드 또는 벤젠아미딘의 골격 구조 및 메톡시벤젠술폰산 아미드의 골격 구조의 존재 비율에는 바람직한 범위가 존재한다. PAA의 존재를 TOF-SIMS에 의해 관측되는 부 2차 이온의 ⁷¹C₃H₃O₂ ^-피크, 4-(아미노메틸)벤젠카르복시이미드아미드 또는 벤젠아미딘의 골격 구조의 존재를 TOF-SIMS에 의해 관측되는 부 2차 이온의 ¹¹⁹C₇H₇N₂ ^-피크로 했을 때에 피크 비율인 ¹¹⁹C₇H₇N₂ ^-피크/⁷¹C₃H₃O₂ ^-피크는 0.05 이상인 것이 바람직하다. 또한, PAA의 존재를 TOF-SIMS에 의해 관측되는 부 2차 이온의 ⁷¹C₃H₃O₂ ^-피크, 메톡시벤젠술폰산 아미드의 골격 구조의 존재를 TOF-SIMS에 의해 관측되는 부 2차 이온의 ⁶⁴SO₂ ^-피크, ¹⁷¹C₇H₇SO₃ ^-피크, ¹⁸⁶C₇H₈SNO₃ ^-피크로 했을 때에 피크 비율인 ⁶⁴SO₂ ^-피크/⁷¹C₃H₃O₂ ^-피크는 0.6 이상, ¹⁷¹C₇H₇SO₃ ^-피크/⁷¹C₃H₃O₂ ^-피크는 1.1 이상, ¹⁸⁶C₇H₈SNO₃ ^-피크/⁷¹C₃H₃O₂ ^-피크는 0.5 이상인 것이 바람직하다.

또한, 본 발명에 있어서 항혈전성 재료 B를 인공 혈관에 사용할 경우 화합물의 용출을 억제한 채 항혈전성과 세포 친화성을 양립시키기 위해서 본원발명자들이 예의 검토한 결과, XPS로 측정한 내표면의 탄소 원자의 존재를 나타내는 C1s 피크 에 대한 카르보닐기의 존재를 시사하는 C=O 결합에 귀속되는 c3 성분의 분할 피크 성분의 존재 비율에 바람직한 값이 존재하는 것을 발견했다.

즉, XPS로 측정한 내표면의 C1s 피크의 전체 성분에 대한 c3 성분의 분할 피크 성분의 존재 비율은 1.0원자수% 이상이 바람직하고, 2.0원자수% 이상이 보다 바람직하며, 3.0원자수% 이상이 보다 더 바람직한 것을 발견했다. XPS로 측정한 내표면의 C1s 피크의 전체 성분에 대한 c3 성분의 분할 피크 성분의 존재 비율이 1.0원자수% 이상이 될 경우, 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체와 결합하는 항혈전성 재료 B의 결합량이 충분량 존재하고 있기 때문에 특허문헌 15나 특허문헌 16과 같이 방사선 조사로 항혈전성 재료를 공유 결합시키는 경우와 비교해서 높고 긴 항혈전성을 발현할 수 있다. XPS로 측정한 내표면의 C1s 피크의 전체 성분에 대한 c3 성분의 분할 피크 성분의 존재 비율이 1.0원자수% 미만일 경우, 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체를 구성하는 경사 및 위사와 항혈전성 재료 B 사이에서 카르보닐기 유래의 아미드 결합에 의한 공유 결합이 적고, 항혈전성 재료 B의 결합량이 적어지기 때문에 목적의 항혈전성은 얻어지기 어려워진다.

또한, 항혈전성 재료 B를 인공 혈관에 사용할 경우, XPS로 측정한 내표면의 질소 원자의 존재를 나타내는 N1s 피크에 대해서 전체 원자의 존재량에 대한 질소 원자의 존재 비율은 1.0~12.0원자수%인 것이 바람직하고, 2.0~11.0원자수%인 것이 보다 바람직하며, 3.0~10.0원자수%인 것이 보다 더 바람직한 것을 발견했다.

본 발명에 있어서 항혈전성 재료 B 중의 친수성 폴리머의 골격 구조의 수 평균 분자량이 지나치게 작으면 항혈소판 부착 성능이 저하되기 때문에 인공 혈관의 이식 직후에 최적의 항혈전성이 얻어지기 어려워진다. 한편으로 친수성 폴리머의 골격 구조의 수 평균 분자량이 지나치게 크면 항혈소판 부착 성능은 향상하지만, 항트롬빈 활성화 성능을 발현하는 부위가 내포되어버려 최적의 항혈전성이 얻어지기 어려워진다. 이 때문에 친수성 폴리머의 골격 구조의 수 평균 분자량은 1500~20000이 바람직하며, 2000~10000이 보다 바람직하다.

또한, 본 발명에 있어서는 에틸렌글리콜, 프로필렌글리콜, 비닐피롤리돈, 비닐알코올, 비닐카프로락탐, 아세트산 비닐, 스티렌, 메틸메타크릴레이트, 히드록시에틸메타크릴레이트, 및 실록산으로 이루어지는 군으로부터 선택되는 화합물을 구성 모노머로서 포함하는 친수성 폴리머의 골격 구조, 4-(아미노메틸)벤젠카르복시이미드아미드 또는 벤젠아미딘의 골격 구조 및 메톡시벤젠술폰산 아미드의 골격 구조의 3종류의 골격 구조를 포함하는 항혈전성 재료 B는 또한 상기 양이온성 폴리머를 포함하고 있어도 좋다.

또한, 본 발명의 항혈전성 재료, 즉 항혈전성 재료 A 및 항혈전성 재료 B는 또한 아크릴산, 메타크릴산, α-글루탐산, γ-글루탐산, 및 아스파르트산으로 이루어지는 군으로부터 선택되는 화합물을 구성 모노머로서 포함하는 음이온성 폴리머또는 옥살산, 말론산, 숙신산, 푸마르산, 글루타르산, 아디프산, 피멜산, 수베르산, 아젤라산, 세박산, 말산, 타르타르산, 도데칸 2산 등의 디카르복실산 및 시트르산으로 이루어지는 군으로부터 선택되는 음이온성 화합물을 포함하고 있는 것이 바람직하다.

음이온성 폴리머는 특별히 한정되는 것은 아니지만 음이온성 관능기의 중량비율이 높은 편이 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체를 구성하는 경사 및 위사 또는 다른 항혈전성 재료와의 결합량이 많아지기 때문에 PAA나 폴리메타크릴산, 폴리α-글루탐산, 폴리γ-글루탐산, 폴리아스파르트산을 사용하는 것이 바람직하며, PAA가 보다 바람직하다.

PAA의 구체예로서는 "폴리아크릴산"(Wako Pure Chemical Industries, Ltd제) 등을 들 수 있지만, 본 발명의 효과를 방해하지 않는 범위에서 다른 모노머와의 공중합체이어도 좋고 변성체이어도 좋다.

음이온성 폴리머는 특별히 한정되는 것은 아니지만 음이온성을 갖는 모노머이외의 모노머와 공중합체를 형성하고 있어도 좋고, 예를 들면 에틸렌글리콜, 프로필렌글리콜, 비닐피롤리돈, 비닐알코올, 비닐카프로락탐, 아세트산 비닐, 스티렌, 메틸메타크릴레이트, 히드록시에틸메타크릴레이트, 및 실록산 등의 구성 모노머 B를 예시할 수 있다. 음이온성 폴리머와 공중합체를 형성하는 음이온성을 갖는 모노머 이외의 구성 모노머 B는 지나치게 많으면 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체 또는 다른 항혈전성 재료와의 결합량이 적어지기 때문에 10중량% 이하인 것이 바람직하다.

음이온성 폴리머는 안전성 등의 관점으로부터 혈액 중에 용출하는 것은 바람직하지 않다. 그 때문에 음이온성 폴리머는 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체를 구성하는 경사 및 위사와 결합하고 있는 것이 바람직하며, 공유 결합하고 있는 것이 보다 바람직하다.

양이온성 폴리머는 단독 중합체이어도 좋고 공중합체이어도 좋다. 음이온성 폴리머가 공중합체일 경우에는 랜덤 공중합체, 블록 공중합체, 그라프트 공중합체또는 교호 공중합체 중 어느 것이어도 좋다.

본 발명의 음이온성 폴리머에 있어서 아크릴산, 메타크릴산, α-글루탐산, γ-글루탐산, 및 아스파르트산 이외에 사용되는 공중합체를 형성하는 구성 모노머는 특별히 한정되는 것은 아니지만, 예를 들면 에틸렌글리콜, 프로필렌글리콜, 비닐피롤리돈, 비닐알코올, 비닐카프로락탐, 아세트산 비닐, 스티렌, 메틸메타크릴레이트, 히드록시에틸메타크릴레이트, 및 실록산 등의 구성 모노머 B를 예시할 수 있다. 구성 모노머 B의 중량이 지나치게 많으면 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체를 구성하는 경사 및 위사 또는 다른 항혈전성 재료와 결합하기 위한 반응 점이 적어져버리기 때문에 음이온성 폴리머의 전체 중량에 대한 구성 모노머 B의 중량은 10중량% 이하인 것이 바람직하다.

음이온성 화합물은 특별히 한정되는 것은 아니지만 음이온성 관능기의 중량비율이 높은 편이 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체 또는 다른 항혈전성 재료와의 결합량이 많아지기 때문에 옥살산, 말론산, 숙신산, 푸마르산, 글루타르산, 아디프산, 피멜산, 수베르산, 아젤라산, 세박산, 말산, 타르타르산, 및 시트르산을 사용하는 것이 바람직하며, 숙신산이 보다 바람직하다.

또한, 음이온성 폴리머의 중량 평균 분자량이 지나치게 작으면 내측이 혈액과 접촉하는 통형상 직물 구조체 또는 다른 항혈전성 재료와의 결합량이 적어지기 때문에 높고 긴 항혈전성이 얻어지기 어려워진다. 한편으로 음이온성 폴리머의 중량 평균 분자량이 지나치게 크면 항혈전성 재료가 내포되어버린다. 이 때문에 음이온성 폴리머의 중량 평균 분자량은 600~2000000이 바람직하며, 10000~1000000이 보다 바람직하다.

본 발명의 통형상 직물 구조체는 인공 혈관의 기재로서 바람직하게 사용할 수 있고, 그것으로부터 얻어지는 인공 혈관은 누혈량이 적고, 항혈전성과 세포 친화성의 양립을 달성할 수 있는 것이 특징이다. 그 때문에 전반적인 인공 혈관에 적용하는 것이 가능하지만 장기적인 성적이 양호하지 않고, 현상황에서 임상 사용에 견딜 수 있는 것이 없어 작은 내경의 인공 혈관에 특히 최적이다. 즉, 인공 혈관의 내경은 1~10㎜인 것이 바람직하며, 1~6㎜인 것이 보다 바람직하다.

실시예

이어서, 실시예에 의거하여 본 발명을 구체적으로 설명한다. 단, 본 발명은 이들 실시예에만 한정되는 것은 아니다. 본 발명의 기술적 범위를 일탈하지 않는 범위에 있어서 여러 가지 변형이나 수정이 가능하다. 또한, 본 실시예에서 사용하는 각종 특성의 측정 방법은 이하와 같다.

[측정 방법]

(1) 총 섬도·단사 섬도

JIS L 1013(2010)8.3.1 A 법에 따라 소정 하중 0.045[cN/dtex]로 정량 섬도를 측정하여 총 섬도로 하고, 그것을 단섬유 수로 나눔으로써 단사 섬도를 산출했다.

(2) 신장률, 신장 회복률

실 한 가닥을 그립 간격 20㎝이며, 0.1g/데시텍스의 하중(초하중)을 가하면서 인장 시험기에 부착하고, 인장 속도 20㎝/min으로 소정의 신도(a)까지 인장(즉, a% 신장했다)하고, 1분간 그 상태를 유지한 후, 초기의 그립 간격(20㎝)이 될 때까지 그립 간격을 되돌린다. 이때의 하중이 0N이 되었을 때의 실의 신도(b)를 인장 시험 시의 S-S 곡선으로부터 구하여 하기 식으로 구했다. 측정은 3회 행하여 평균값을 구했다.

신장률(%)=a(a=10%, 20%로 각각 측정을 행했다)

a% 신장 시의 신장 회복률(%)=(a-b)÷a×100

(3) 커버팩터

커버팩터(CF)는 경사 또는 위사에 사용하는 실의 총 섬도와 기포 밀도로부터 계산되는 값이며, 경사 총 섬도를 Dw(dtex), 위사 총 섬도를 Df(dtex), 경사의 기포 밀도를 Nw(개/2.54㎝), 위사의 기포 밀도를 Nf(개/2.54㎝)로 했을 때 다음 식으로 나타내어진다.

경사 방향의 커버팩터 CFa=Dw^{1 /2}×Nw

위사 방향의 커버팩터 CFb=Df^{1 /2}×Nf

또한, 기포 밀도는 제작한 통형상 직물 구조체를 원통의 길이 방향으로 절개하고, 그 내벽 표면을 KEYENCE CORPORATION제 마이크로스코프 VHX-2000으로 50배로 확대한 사진을 바탕으로 계측했다.

(4) 내킹크성

IS07198의 가이던스에 따라 내킹크성은 킹크 반경을 측정했다. 통형상 직물 구조체를 루프시켜 가며, 외관상 명백하게 절곡이 발생한 반경을 반경 기지의 원통형상 지그를 사용하여 측정했다. 직성 관상체 자체의 특성을 평가하기 위해서 내압유지는 행하지 않았다.

(5) 통형상 직물 구조체의 폭

통형상 직물 구조체의 길이 방향으로 수직으로 금속제 정규를 압박하고, 통형상 직물 단면을 압궤하여 직물 폭을 측정한다. 측정은 통형상 직물 구조체의 무작위로 선택한 장소 3개소를 각 1회 행하여 평균값을 구했다.

(6) 인장 시험

[파단 강도, 파단 신도, 통형상 직물 구조체 폭 1㎜당 3.3N 하중 시의 신도]

JIS L1096 A법 커트 스트립법에 준하여 측정했다.

제작한 통형상 직물 구조체를 그립 간격 10㎝로 인장 시험기에 부착하고, 인장 속도 20㎝/min으로 측정하여 인장 시험 시의 S-S곡선으로부터 통형상 직물 구조체 폭 1㎜당 3.3N 하중 시의 신도와 시험편이 파단했을 때의 하중과 신도를 구했다.

(7) 투수성

통형상 직물 구조체의 양단부 중, 편측을 막은 상태에서 또 다른 한쪽의 편측에 25℃의 수돗물 정도의 충분히 깨끗한 물을 다중 통형상 직물 구조체의 내벽에 120㎜Hg(16kPa)의 수압이 가해지도록 20분간 통과시키고, 그 후에 통형상 직물 구조체의 벽면으로부터 1분간으로 누출하는 누수량을 측정하고, 이 측정에 사용한 다중 통형상 직물 구조체의 표면적(㎠)으로 나눈 값으로 한다. 측정은 3회 행하여 평균값을 구했다.

(8) 누혈성

통형상 직물 구조체의 양단부 중, 편측을 막은 상태에서 또 다른 한쪽의 편측에 25℃의 소 혈액을 포함하는 튜브류를 설치하고, 통형상 직물 구조체의 내측에 가해지는 압력이 120㎜Hg(16kPa)이 되는 것 같은 조건하에서 인공 혈관 전체가 충분히 함침할 때까지 20분간 내측으로부터 외측을 향해서 소 혈액을 통과시킨 후, 5~20분간의 통액량(mL)을 채취했다. 그 통액량(mL)을 인공 혈관의 내표면적(㎠) 및 단위 시간(min)으로 나눈 값을 120㎜Hg(16kPa)에 있어서의 누혈량으로 했다. 측정은 3회 행하여 평균값을 구했다.

(9) STEM에 의한 항혈전성 재료층의 두께 분석

STEM에 의해 항혈전성 재료층의 두께를 평가했다. 인공 혈관의 단면 시료를 초박 절편법으로 제작하고 나서 하기 조건에서 STEM-EDX법을 사용하여 항혈전성 재료 유래의 황 원자가 관측되는 두께 STEM-EELS법을 사용하여 항혈전성 재료 유래의 질소 원자가 관측되는 두께를 분석했다. 여기에서 말하는 평균의 두께는 무작위로 추출한 적어도 3점의 평균의 값을 가리킨다.

[측정 조건]

장치: 전계 방출형 투과 전자 현미경 JEM-2100F(JEOL Ltd.제)

EELS 검출기: GIF Tridiem(Gatan, Inc.제)

EDX 검출기: JED-2300T(JEOL Ltd.제)

화상 취득: Digital Micrograph(Gatan, Inc.제)

시료 조정: 초박 절편법(구리제 마이크로 그리드에 현가하고, 포매 수지는 아크릴계 수지를 사용)

가속 전압: 200kV

빔 지름: 직경 0.7㎚

에너지 분해능: 약 1.0eVFWHM

(10) 개 경동맥으로의 인공 혈관 이식 시험에 의한 항혈전성 평가

P.C.Begovac들의 문헌(Eur Vasc Endovasc Surg 25, 432-4372003) 등을 참고로 하여 개 경동맥에 인공 혈관을 이식했다. 정기적으로 이식한 인공 혈관 및 양측의 생체 혈관의 초음파 에코나 혈관 조영을 실시하여, 혈전의 유무나 폐색의 유무를 확인했다. 이식 28일 후에 완전 폐색이 보이지 않으면 항혈전성이 높다고 해서 「○」, 완전 폐색되어 있으면 항혈전성이 부족하다고 해서 「×」로 판정했다.

(11) 개 경동맥으로의 인공 혈관 이식 시험에 의한 세포 친화성 평가

평가 2와 마찬가지로 해서 개 경동맥에 인공 혈관을 이식했다. 이식 28일 후에 인공 혈관을 적출하여 H.E.염색한 표본을 작성했다. 얻어진 표본을 현미경으로 관찰하고, 인공 혈관과 생체 혈관의 봉합부로부터 혈관 내피 세포가 이입해서 정착한 부분까지의 길이를 측정했다. 혈관 내피 세포가 이입한 길이가 5.0㎜ 이상이면 세포 친화성이 보다 높다고 해서 「◎」, 이입한 길이가 2.0㎜ 이상, 5.0㎜ 미만이면 세포 친화성이 높다고 해서 「○」, 이입한 길이가 2.0㎜ 미만이면 세포 친화성이 부족하다고 해서 「×」로 판정했다.

[실시예 1]

통형상 직물의 내층 및 외층의 경사로서 단사 섬도가 약 2.33dtex, 총 직도 56dtex, 필라멘트 수 24개의 PET와 PPT를 사용한 사이드 바이 사이드형의 단면 형상을 갖는 복합 단면 섬유의 가연 가공사(PET/PPT바이메탈-DTY사, 20% 신장 시의 신장 회복률 45%, 10% 신장 시의 신장 회복률 60%)인 멀티필라멘트(탄성 섬유)를 사용하고, 통형상 직물의 내층의 위사로서 단사 섬도가 약 0.31dtex, 총 직도 44dtex, 필라멘트 수 144개의 PET 마이크로파이버 가연사를 사용하고, 외층의 위사로서 총 직도 180dtex의 PET 모노필라멘트(굵기 130㎛(단사 측면을 KEYENCE CORPORATION제 마이크로스코프 VHX-2000으로 400배로 확대한 사진을 바탕으로 측정))를 사용했다.

이상의 섬유를 사용하여 셔틀 직기에 의해 경위 완전 2중 평직 조직으로 통형상 직물을 위사 삽입 개수 202개/㎝로 짜 내경이 3㎜인 튜브를 형성했다. 이 통형상 직물을 80℃에서 정련, 이어서 비등수로 5분간 처리하고, 건열 120℃에서 건조한 후, 막대형상 지그를 튜브 내에 삽입하고, 170℃에서 통형상에 열 세팅하여 통형상 직물 구조체를 얻었다. 이 통형상 직물 구조체의 내킹크성, 인장 특성, 커버팩터, 투수성, 누혈성을 평가했다. 그 결과를 표 1, 표 2, 표 3에 나타낸다. 인장 특성은 유연한 스트레치성을 가지면서 형태 유지성이 우수한 특성을 갖고, 인공 혈관에 요구되는 내킹크성, 투수성, 내누혈성도 구비하고 있었다.

[실시예 2]

통형상 직물 구조체의 내층의 위사로서 단사 섬도가 약 0.08dtex, 총 직도 52.8dtex, 필라멘트 수 630개의 PET 마이크로파이버를 준비하고, 이것을 제직 시에 사용하여 위사 삽입 개수를 186개/㎝로 한 이외에는 실시예 1 기재의 것과 마찬가지의 통형상 직물을 제작했다.

얻어진 통형상 직물에 대해서 이 통형상 직물의 내킹크성, 인장 특성, 커버팩터, 투수성, 누혈성을 평가했다. 그 결과를 표 1, 표 2, 표 3에 나타낸다. 인장 특성은 유연한 스트레치성을 가지면서 형태 유지성이 우수한 특성을 갖고, 인공 혈관에 요구되는 내킹크성, 투수성, 내누혈성도 구비하고 있었다.

[실시예 3]

실시예 1에 있어서의 제직 시의 위사 삽입 개수는 202개/㎝이지만, 이 실시예 3에 있어서의 제직 시의 위사 삽입 개수를 158개/㎝로 한 이외에는 실시예 1 기재의 것과 마찬가지의 통형상 직물을 제작했다.

얻어진 통형상 직물에 대해서 이 통형상 직물의 내킹크성, 인장 특성, 커버팩터, 투수성, 누혈성을 평가했다. 그 결과를 표 1, 표 2, 표 3에 나타낸다. 통형상 직물 구조체 폭 1m당 3.3N 하중 시의 신도는 실시예 1, 실시예 2보다 높고, 유연한 스트레치성을 갖고 있어 인공 혈관에 요구되는 내킹크성, 투수성, 내누혈성도 구비하고 있었다.

[실시예 4]

실시예 2에 있어서의 제직 시의 위사 삽입 개수는 186개/㎝이지만 이 실시예 4에 있어서의 제직 시의 위사 삽입 개수를 125개/㎝로 한 이외에는 실시예 2 기재의 것과 마찬가지의 통형상 직물을 제작했다.

얻어진 통형상 직물에 대해서 이 통형상 직물의 내킹크성, 인장 특성, 커버팩터, 투수성, 누혈성을 평가했다. 그 결과를 표 1, 표 2, 표 3에 나타낸다. 인장 특성은 실시예 3과 동등한 유연한 스트레치성을 갖고 있고, 인공 혈관에 요구되는 내킹크성, 투수성, 내누혈성도 구비하고 있었다.

[실시예 5]

실시예 1의 통형상 직물 구조체를 5.0중량% 과망간산 칼륨(Wako Pure Chemical Industries, Ltd제), 0.6㏖/L 황산(Wako Pure Chemical Industries, Ltd제)의 수용액에 침지하고, 60℃에서 3시간 반응시켜서 통형상 직물 구조체를 가수 분해 및 산화했다.

이어서, 0.5중량% DMT-MM(4(-4,6-디메톡시-1,3,5-트리아진-2-일)-4-메틸모르폴리늄클로라이드n수화물, Wako Pure Chemical Industries, Ltd제), 5.0중량% PEI(LUPASOL(등록상표)P; BASF Japan Ltd.제)의 수용액에 침지하고, 30℃에서 2시간 반응시켜서 통형상 직물 구조체에 PEI를 축합 반응에 의해 공유 결합시켰다.

또한, 브롬화 에틸(Wako Pure Chemical Industries, Ltd제)의 1중량% 메탄올 수용액에 침지하고, 35℃에서 1시간 반응시킨 후, 50℃로 가온해서 4시간 반응시켜 통형상 직물 구조체에 공유 결합된 PEI를 제 4 급 암모늄화했다.

최후에, 0.75중량% 헤파린나트륨(Organon API Co., Ltd.제), 0.1㏖/L염화나트륨의 수용액(pH=4)에 침지하고, 70℃에서 6시간 반응시켜서 제 4 급 암모늄화한 PEI와의 이온 결합에 의해 항혈전성 재료층을 형성한 인공 혈관(시료 1)을 얻었다.

얻어진 인공 혈관(시료 1)에 대해서 개 경동맥으로의 인공 혈관 이식 시험에 의한 항혈전성 평가 및 세포 친화성 평가를 실시했다. 결과를 표 4에 나타낸다. 표 4에 나타내는 바와 같이 항혈전성 평가에서는 이식 28일 후에 완전 폐색이 보이지 않아 「○」이며, 세포 친화성 평가에서는 혈관 내피 세포의 이입이 5.0㎜ 이상이 되어 「◎」이었다.

[실시예 6]

실시예 1의 통형상 직물 구조체를 사용하여 실시예 5와 마찬가지로 조작을 행하고, 가수 분해 및 산화하여 PEI를 축합 반응에 의해 공유 결합시킨 후, 0.5중량% DMT-MM, 40중량% 무수 숙신산(Wako Pure Chemical Industries, Ltd제)의 디메틸아세트아미드에 침지하고, 50℃에서 17시간 반응시켰다.

또한, 0.5중량% DMT-MM, 5.0중량% PEI의 수용액에 침지하고, 30℃에서 2시간 반응시켰다. 실시예 5와 마찬가지의 조작을 행하고, 브롬화 에틸을 사용하여 PEI를 제 4 급 암모늄화한 후, 헤파린나트륨을 사용하여 항혈전성 재료층을 형성한 인공 혈관(시료 2)을 얻었다.

얻어진 인공 혈관(시료 2)에 대해서 개 경동맥으로의 인공 혈관 이식 시험에 의한 항혈전성 평가 및 세포 친화성 평가를 실시했다. 결과를 표 4에 나타낸다. 표 4에 나타내는 바와 같이 항혈전성 평가에서는 이식 28일 후에 완전 폐색이 보이지 않아 「○」이며, 세포 친화성 평가에서는 혈관 내피 세포의 이입이 2.0㎜ 이상, 5.0㎜ 미만이 되어 「○」이었다.

[실시예 7]

실시예 1의 통형상 직물 구조체를 사용하여 실시예 5와 마찬가지의 조작을 행하고, 가수 분해 및 산화하여 PEI를 축합 반응에 의해 공유 결합시킨 후, 0.5중량% DMT-MM, 0.5중량% PAA(폴리아크릴산, 중량 평균 분자량 100만; Wako Pure Chemical Industries, Ltd제)의 수용액에 침지하고, 30℃에서 2시간 반응시켰다.

또한, 0.5중량% DMT-MM, 5.0중량% PEI의 수용액에 침지하고, 30℃에서 2시간 반응시켰다. 실시예 5와 마찬가지의 조작을 행하고, 브롬화 에틸을 사용하여 PEI를 제 4 급 암모늄화한 후, 헤파린나트륨을 사용하여 항혈전성 재료층을 형성한 인공 혈관(시료 3)을 얻었다.

얻어진 인공 혈관(시료 3)에 대해서 개 경동맥으로의 인공 혈관 이식 시험에 의한 항혈전성 평가 및 세포 친화성 평가를 실시했다. 결과를 표 4에 나타낸다. 표 4에 나타내는 바와 같이 항혈전성 평가에서는 이식 28일 후에 완전 폐색이 보이지 않아 「○」이며, 세포 친화성 평가에서는 혈관 내피 세포의 이입이 2.0㎜ 이상, 5.0㎜ 미만이 되어 「○」이었다.

[실시예 8]

실시예 7과 마찬가지의 조작을 행하고, PEI를 폴리알릴아민염산염(이하, 「PAH」)(중량 평균 분자량 90만; Sigma-Aldrich Japan제)로 변경한 인공 혈관을 얻음과 아울러, PEI를 폴리-L-리신브롬화수소산염(이하, PLys)(중량 평균 분자량 3~7만; Sigma-Aldrich Japan제)으로 변경한 인공 혈관을 얻었다.

여기에서 PAH로 변경해서 항혈전성 재료층을 형성한 인공 혈관을 시료 4, PLys로 변경해서 항혈전성 재료층을 형성한 인공 혈관을 시료 5로 했다.

얻어진 인공 혈관(시료 4 및 시료 5)에 대해서 개 경동맥으로의 인공 혈관 이식 시험에 의한 항혈전성 평가 및 세포 친화성 평가를 실시했다. 결과를 표 4에 나타낸다. 표 4에 나타내는 바와 같이 항혈전성 평가에서는 이식 28일 후에 완전 폐색이 보이지 않아 「○」이며, 세포 친화성 평가에서는 혈관 내피 세포의 이입이 2.0㎜ 이상, 5.0㎜ 미만이 되어 「○」이었다.

[실시예 9]

실시예 5와 마찬가지의 조작을 행하고, 헤파린나트륨을 덱스트란황산 나트륨(Wako Pure Chemical Industries, Ltd제)으로 변경하여 항혈전성 재료층을 형성한 인공 혈관(시료 6)을 얻었다.

얻어진 인공 혈관(시료 6)에 대해서 개 경동맥으로의 인공 혈관 이식 시험에 의한 항혈전성 평가 및 세포 친화성 평가를 실시했다. 결과를 표 4에 나타낸다. 표 4에 나타내는 바와 같이 항혈전성 평가에서는 이식 28일 후에 완전 폐색이 보이지 않아 「○」이며, 세포 친화성 평가에서는 혈관 내피 세포의 이입이 2.0㎜ 이상, 5.0㎜ 미만이 되어 「○」이었다.

[실시예 10]

실시예 1의 통형상 직물 구조체에 대해서 실시예 5와 마찬가지의 조작을 행하고, 가수 분해 및 산화한 후, 1.0중량% 화합물 A(이하의 일반식(X)), 화합물 A에 대하여 2몰 등량의 수산화 나트륨 및 3몰 등량의 DMT-MM을 용해시킨 수용액에 침지하고, 30℃에서 2시간 반응시켜서 통형상 직물 1에 화합물 A를 축합 반응에 의해 공유 결합시켜서 항혈전성 재료층을 형성한 인공 혈관(시료 7)을 얻었다.

얻어진 인공 혈관(시료 7)에 대해서 개 경동맥으로의 인공 혈관 이식 시험에 의한 항혈전성 평가 및 세포 친화성 평가를 실시했다. 결과를 표 4에 나타낸다. 표 4에 나타내는 바와 같이 항혈전성 평가에서는 이식 28일 후에 완전 폐색이 보이지 않아 「○」이며, 세포 친화성 평가에서는 혈관 내피 세포의 이입이 2.0㎜ 이상, 5.0㎜ 미만이 되어 「○」이었다.

[실시예 11]

실시예 10과 마찬가지의 조작을 행하고, 화합물 A를 화합물 B(이하의 일반식(XI)), 화합물 C(이하의 일반식(XII)), 및 화합물 D(이하의 일반식(XIII))로 변경한 인공 혈관을 각각 얻었다.

[식 중, n=42이며, 비누화도(n'/n×100)는 85~90%이다]

여기에서 화합물 B로 변경해서 항혈전성 재료층을 형성한 인공 혈관을 시료 8, 화합물 C로 변경해서 항혈전성 재료층을 형성한 인공 혈관을 시료 9, 화합물 D로 변경해서 항혈전성 재료층을 형성한 인공 혈관을 시료 10으로 했다.

얻어진 인공 혈관(시료 8~10)에 대해서 개 경동맥으로의 인공 혈관 이식 시험에 의한 항혈전성 평가 및 세포 친화성 평가를 실시했다. 결과를 표 4에 나타낸다. 표 4에 나타내는 바와 같이 항혈전성 평가에서는 이식 28일 후에 완전 폐색이 보이지 않아 「○」이며, 세포 친화성 평가에서는 혈관 내피 세포의 이입이 2.0㎜ 이상, 5.0㎜ 미만이 되어 「○」이었다.

[실시예 12]

실시예 1의 통형상 직물 구조체에 대해서 실시예 5와 마찬가지의 조작을 행하고, 가수 분해 및 산화하고, PEI를 축합 반응에 의해 공유 결합시킨 후, 0.5중량% DMT-MM, 0.5중량% PAA(중량 평균 분자량 100만; Wako Pure Chemical Industries, Ltd제)의 수용액에 침지하고, 30℃에서 2시간 반응시켰다.

또한, 1.0중량% 화합물 A, 화합물 A에 대하여 2몰 등량의 수산화 나트륨 및 3몰 등량의 DMT-MM을 용해시킨 수용액에 침지하고, 30℃에서 2시간 반응시켜서 화합물 A를 축합 반응에 의해 공유 결합시켜서 항혈전성 재료층을 형성한 인공 혈관(시료 11)을 얻었다.

얻어진 인공 혈관(시료 11)에 대해서 개 경동맥으로의 인공 혈관 이식 시험에 의한 항혈전성 평가 및 세포 친화성 평가를 실시했다. 결과를 표 4에 나타낸다. 표 4에 나타내는 바와 같이 항혈전성 평가에서는 이식 28일 후에 완전 폐색이 보이지 않아 「○」이며, 세포 친화성 평가에서는 혈관 내피 세포의 이입이 2.0㎜ 이상, 5.0㎜ 미만이 되어 「○」이었다.

[비교예 1]

통형상 직물의 내층의 경사 및 위사를 구성하는 PET 섬유로서 단사 섬도가 약 0.31dtex, 총 섬도 44dtex, 필라멘트 수 144개의 마이크로파이버 연신사(20% 신장 시의 신장 회복률 25%, 10% 신장 시의 신장 회복률 40%)를 사용하고, 외층의 경사로서 단사 섬도가 약 2.33dtex, 총 직도 56dtex, 필라멘트 수 24개의 PET 멀티필라멘트 가연사(20% 신장 시의 신장 회복률 25%, 10% 신장 시의 신장 회복률 40%)를 사용하고, 외층의 위사로서 총 직도 180dtex의 PET 모노필라멘트(굵기 130㎛(단사 측면을 KEYENCE CORPORATION제 마이크로스코프 VHX-2000으로 400배로 확대한 사진을 바탕으로 측정))를 사용하고, 위사 삽입 개수를 240개/㎝로 한 이외에는 실시예 1 기재의 것과 마찬가지의 통형상 직물 구조체를 제작했다.

이 통형상 직물 구조체의 내킹크성, 인장 특성, 커버팩터, 투수성, 누혈성을 평가했다. 그 결과를 표 1, 표 2, 표 3에 나타낸다. 인공 혈관에 요구되는 내킹크성, 투수성, 내누혈성은 구비하고 있었지만, 강직하며 스트레치성은 없었다.

[비교예 2]

통형상 직물의 내층의 경사 및 위사를 구성하는 PET 섬유로서 단사 섬도가 약 0.31dtex, 총 섬도 44dtex, 필라멘트 수 144개의 마이크로파이버 가연사(20% 신장 시의 신장 회복률 25%, 10% 신장 시의 신장 회복률 40%)를 사용하고, 위사 삽입 개수를 167개/㎝로 한 이외에는 비교예 1 기재의 것과 마찬가지의 통형상 직물을 제작했다.

이 통형상 직물의 내킹크성, 인장 특성, 커버팩터, 투수성, 누혈성을 평가했다. 그 결과를 표 1, 표 2, 표 3에 나타낸다. 인공 혈관에 요구되는 내킹크성, 투수성, 내누혈성은 구비하고 있었지만, 강직하며 스트레치성은 없었다.

[비교예 3]

통형상 직물의 내층의 위사를 구성하는 섬유로서 단사 섬도가 약 2.33dtex, 총 직도 56dtex, 필라멘트 수 24개의 PET/PPT 바이메탈 복합 멀티필라멘트 가연사(실시예 1의 경사와 동일한 실)를 준비하여 이것을 제직 시에 사용하고, 위사 삽입 개수를 220개/㎝로 한 이외에는 실시예 1 기재의 것과 마찬가지의 통형상 직물을 제작했다.

이 통형상 직물의 내킹크성, 인장 특성, 커버팩터, 투수성, 누혈성을 평가했다. 그 결과를 표 1, 표 2, 표 3에 나타낸다. 실시예 1과 비교하면 통형상 직물 구조체 폭 1㎜당 3.3N 하중 시의 신도가 작고, 스트레치성이 뒤떨어지는 것으로 되었다.

[비교예 4]

비교예 3에 있어서의 제직 시의 위사 삽입 개수는 220개/㎝이지만, 이 비교예 4에 있어서의 제직 시의 위사 삽입 개수를 135개/㎝로 한 이외에는 비교예 3 기재의 것과 마찬가지의 통형상 직물을 제작했다.

이 통형상 직물의 내킹크성, 인장 특성, 커버팩터, 투수성, 누혈성을 평가했다. 그 결과를 표 1, 표 2, 표 3에 나타낸다. 유연하지만 파단 신도가 높고, 형태 유지성이 뒤떨어지는 것으로 되었다.

[참고예 1]

실시예 1의 다중 통형상 직물 구조체에 아무것도 항혈전성 재료층을 형성시키지 않은 인공 혈관(시료 12)을 얻었다.

얻어진 인공 혈관(시료 12)에 대해서 개 경동맥으로의 인공 혈관 이식 시험에 의한 항혈전성 평가 및 세포 친화성 평가를 실시했다. 결과를 표 4에 나타낸다. 표 4에 나타내는 바와 같이 항혈전성 평가에서는 이식 28일까지 완전 폐색이 보였기 때문에 「×」이며, 세포 친화성 평가에서는 혈관 내피 세포의 이입이 2.0㎜ 미만이 되어 「×」이었다.

(산업상 이용가능성)

본 발명의 통형상 직물 구조체는 유체, 분체 이송용 및 와이어, 케이블, 전선관 등의 선상물 보호용 호스, 통형상 필터나 인공 혈관의 기재 등으로서 적합하다.

Claims (17)

1. 경사와 위사를 교착시켜서 통형상으로 제직된 통형상 직물체로서,
   경사의 적어도 일부가 단사 섬도 1.0dtex 이상의 탄성 섬유이며, 위사의 적어도 일부가 단사 섬도 1.0dtex 미만의 마이크로파이버인 통형상 직물 구조체.
2. 제 1 항에 있어서,
   경사의 커버팩터를 Cfa로 하고, 위사의 커버팩터를 Cfb로 했을 경우, Cfa<Cfb인 통형상 직물 구조체.
3. 제 1 항 또는 제 2 항에 있어서,
   통형상 직물 구조체의 경사 방향의 통형상 직물 구조체 폭 1㎜당 3.3N 하중 시의 신도가 4% 이상이며, 파단 신도가 50% 이하인 통형상 직물 구조체.
4. 제 1 항 내지 제 3 항 중 어느 한 항에 있어서,
   상기 단사 섬도 1.0dtex 이상의 탄성 섬유의 단사가 열수축 특성이 상이한 2종류의 폴리머로 구성되는 복합 단면 섬유인 통형상 직물 구조체.
5. 제 4 항에 있어서,
   열수축 특성이 상이한 2종류의 폴리머가 폴리에틸렌테레프탈레이트 및 폴리트리메틸렌테레프탈레이트인 통형상 직물 구조체.
6. 제 1 항 내지 제 5 항 중 어느 한 항에 있어서,
   통형상 직물 구조체가 2 이상의 층으로 이루어는 통형상 직물 구조체.
7. 제 6 항에 있어서,
   최내층을 제외하는 층의 위사의 적어도 일부가 굵기 20㎛ 이상의 모노필라멘트인 통형상 직물 구조체.
8. 제 1 항 내지 제 7 항 중 어느 한 항에 있어서,
   통형상 직물 구조체의 내표면에서의 투수성이 500mL(밀리리터)/min/120㎜Hg(16kPa)/㎠ 이하인 통형상 직물 구조체.
9. 제 1 항 내지 제 8 항 중 어느 하나에 기재된 통형상 직물 구조체를 기재로 하는 인공 혈관.
10. 제 9 항에 있어서,
    혈액과 접촉하는 통형상 직물의 내측에 항혈전성 재료가 결합함으로써 형성되는 항혈전성 재료층의 두께가 1~600㎚인 인공 혈관.
11. 제 10 항에 있어서,
    상기 항혈전성 재료는 황 원자를 포함하는 음이온성의 항응고 활성을 갖는 화합물을 포함하는 인공 혈관.
12. 제 10 항 또는 제 11 항에 있어서,
    X선 광전자 분광법(XPS)으로 측정한 내표면의 전체 원자의 존재량에 대한 황 원자의 존재 비율이 3.0~6.0원자수%인 인공 혈관.
13. 제 10 항 내지 제 12 항 중 어느 한 항에 있어서,
    X선 광전자 분광법(XPS)으로 측정한 내표면의 전체 원자의 존재량에 대한 질소 원자의 존재 비율이 6.0~12.0원자수%인 인공 혈관.
14. 제 10 항 내지 제 13 항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 항혈전성 재료는 알킬렌이민, 비닐아민, 알릴아민, 리신, 프로타민, 및 디알릴디메틸암모늄클로라이드로 이루어지는 군으로부터 선택되는 화합물을 구성 모노머로서 포함하는 양이온성 폴리머를 포함하고, 상기 양이온성 폴리머는 통형상 직물을 구성하는 경사 및 위사와 공유 결합하고 있는 인공 혈관.
15. 제 10 항에 있어서,
    상기 항혈전성 재료는 에틸렌글리콜, 프로필렌글리콜, 비닐피롤리돈, 비닐알코올, 비닐카프로락탐, 아세트산 비닐, 스티렌, 메틸메타크릴레이트, 히드록시에틸메타크릴레이트, 및 실록산으로 이루어지는 군으로부터 선택되는 화합물을 구성 모노머로서 포함하는 친수성 폴리머의 골격 구조, 4-(아미노메틸)벤젠카르복시이미드아미드 또는 벤젠아미딘의 골격 구조 및 메톡시벤젠술폰산 아미드의 골격 구조로 이루어지는 3종류의 골격 구조를 포함하는 화합물이며, 상기 3종류의 골격 구조를 포함하는 화합물은 통형상 직물을 구성하는 경사 및 위사와 공유 결합하고 있는 인공 혈관.
16. 제 15 항에 있어서,
    상기 3종류의 골격 구조를 포함하는 화합물은 이하의 일반식(I)~(Ⅳ)으로 나타내어지는 어느 하나의 화합물인 인공 혈관.
    

    

    
    

    

    
    

    

    
    

    

    
    [식(I)~(IV) 중, m 및 o는 0~4의 정수를 나타내고, n은 3~1000의 정수를 나타내고, n'＝3~1000의 정수를 나타내지만, n≥n'이며, X는 수산기, 티올기, 아미노기, 카르복실기, 알데히드기, 이소시아네이트기, 및 티오이소시아네이트기로 이루어지는 군으로부터 선택되는 관능기를 나타낸다]
17. 제 10 항 내지 제 16 항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 항혈전성 재료는 아크릴산, 메타크릴산, α-글루탐산, γ-글루탐산, 및 아스파르트산으로 이루어지는 군으로부터 선택되는 화합물을 구성 모노머로서 포함하는 음이온성 폴리머 또는 옥살산, 말론산, 숙신산, 푸마르산, 글루타르산, 아디프산, 피멜산, 수베르산, 아젤라산, 세박산, 말산, 타르타르산, 및 시트르산으로 이루어지는 군으로부터 선택되는 음이온성 화합물을 포함하는 인공 혈관.