WO2007100063A1 - 生体組織接着装置及び生体組織接着性医療器具 - Google Patents

生体組織接着装置及び生体組織接着性医療器具 Download PDF

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WO2007100063A1
WO2007100063A1 PCT/JP2007/053969 JP2007053969W WO2007100063A1 WO 2007100063 A1 WO2007100063 A1 WO 2007100063A1 JP 2007053969 W JP2007053969 W JP 2007053969W WO 2007100063 A1 WO2007100063 A1 WO 2007100063A1
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adherends
vibration
adherend
unit
heating
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PCT/JP2007/053969
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Akio Kishida
Toru Masuzawa
Tetsuya Higami
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National University Corporation Tokyo Medical And Dental University
National University Corporation Ibaraki University
National University Corporation Shimane University
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    • A61B17/320068—Surgical cutting instruments using mechanical vibrations, e.g. ultrasonic
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    • A61B2017/320094—Surgical cutting instruments using mechanical vibrations, e.g. ultrasonic with additional movable means for clamping or cutting tissue, e.g. with a pivoting jaw additional movable means performing clamping operation

Definitions

  • the present invention relates to a device for bonding a living tissue and a living tissue or a living tissue adhesive material, and a medical instrument capable of bonding to the living tissue.
  • sutures, adhesives, automatic anastomoses, staplers, clips, and the like have been used to bond biological tissues together.
  • sutures that take time to sew (especially fine stitched parts) and require skill.
  • Adhesives for example, fiplin glue, cyanoacrylate, etc.
  • problems such as low adhesive strength, low safety, (for example, infectivity of fibrin glue and carcinogenicity of cyanoacrylate), and automatic anastomoses are difficult to apply to minute parts
  • the stapler, clip, etc. have problems such as requiring a long time for attachment.
  • ultrasonic scalpels (vibration mode) can coagulate and bond biological tissues to each other, but ultrasonic mess requires a horn part to obtain a large amplitude, making it difficult to reduce the size of the device. is there.
  • attachment of the biological tissues by an ultrasonic scalpel arises because the collagenous structure
  • High-frequency scalpels generate heat (about 100 ° C) due to high-frequency waves, and can adhere biological tissues to each other, but the scalpel part is damaged to a large extent.
  • An electric scalpel (hemostatic mode) can be hemostatic by burning off the living tissue at a high temperature (about 300 ° C), but it is difficult to bond the living tissues together.
  • stenosis is a disease in which a part of a blood vessel contracts, and blood vessel dilation using a stent is used to treat the stenosis.
  • An aortic aneurysm is a disease in which a part of a blood vessel expands, and stent graft endoplasty is used to treat a large aneurysm.
  • the treatment using stents and stent grafts is very minimally invasive because it does not require thoracotomy like artificial blood vessel replacement ⁇ 1 .
  • An object of the present invention is to provide an apparatus for bonding a living tissue and a living tissue or a living tissue adhesive material.
  • Another object of the present invention is to provide a medical device (for example, a stent, a stent graft, or the like) that can be firmly adhered to a living tissue (for example, a blood vessel or the like).
  • a medical device for example, a stent, a stent graft, or the like
  • a living tissue for example, a blood vessel or the like.
  • the first apparatus of the present invention includes a living tissue as a first adherend and a living tissue or a living tissue adhesive material as a second adherend.
  • the first and second holding members sandwich the first and second adherends so that the first and second adherends are in contact with each other.
  • a clamping force control unit for controlling a clamping force by the clamping unit so that a pressure of 9 X 10 2 to 1 X 10 5 N / m 2 is applied to the second adherend, and a first clamping unit held by the clamping unit
  • the heating unit for heating the first and / or second adherend and the heating unit so that the temperature of the first and second adherends sandwiched between the sandwiching portions is 60 to 140 ° C.
  • the heating control unit that controls heating, the vibration unit that vibrates the first and / or second adherend sandwiched between the sandwiching portions, and the first and second adherends sandwiched between the sandwiching portions have frequencies. Vibration at 1-10 OkHz So that the, characterized in that a vibration control unit for controlling the vibration by the vibration unit.
  • the first and second adherends are sandwiched between the sandwiching portions in contact with each other.
  • the clamping force by the clamping unit is controlled by the clamping force control unit, so that the first and second adherends clamped by the clamping unit have 9 X 10 2 A pressure of ⁇ 1 ⁇ 10 5 N / m 2 is applied.
  • the heating by the heating unit is controlled by the heating control unit, so that the first and second adherends sandwiched between the sandwiching units are 60 to 140 ° C.
  • the heating unit heats one or both of the first and second adherends, but the first and second adherends are in contact with each other, so that one of them is heated. But on one side The applied heat is transferred to the other, and the other is also heated.
  • the first and second adherends sandwiched by the sandwiching section are controlled by the vibration control section so that the vibrations by the vibration section are controlled by the vibration control section. Vibrate at.
  • the vibration unit vibrates one or both of the first and second adherends, but the first and second adherends are in contact with each other, and thus vibrate one of them. Even so, the vibration applied to one is transmitted to the other, and the other also vibrates.
  • the direction of vibration applied to the first and second adherends is not particularly limited.
  • the direction may be substantially parallel to the contact surfaces of the first and second adherends.
  • the direction may be substantially perpendicular to the contact surfaces of the first and second adherends.
  • the first and second adherends sandwiched by the sandwiching portion are in contact with each other, and the first and second adherends are in contact with each other. Is applied with a pressure of 9 X 10 2 to 1 X 10 5 N / m 2 , a temperature of 60 to 140 ° C, and a frequency of 1 to 100 kHz. As a result, the first and second adherends are bonded quickly and firmly. Further, when the above pressure, temperature and vibration are applied to the first and second adherends, the first and second adherends are less damaged.
  • the pressure applied to the first and second adherends is preferably 1 ⁇ 10 4 to 5 ⁇ 10 4 N / m 2 , and the preferred temperature is 80 to 110 ° C.
  • the frequency of the vibration is preferably 10-60 kHz.
  • the vibration control unit controls the vibration by the vibration unit so that the first and second adherends held by the holding unit vibrate with an amplitude of less than 100 ⁇ m. It is preferable.
  • the first and second adherends are subjected to vibration with a pressure of 9 X 10 2 to 1 X 10 5 N / m 2 , a temperature of 60 to: 140 ° C, and a frequency of 1 to 100 kHz.
  • a pressure of 9 X 10 2 to 1 X 10 5 N / m 2 a temperature of 60 to: 140 ° C, and a frequency of 1 to 100 kHz.
  • the amplitude of vibration added to the first and second adherends is not limited. However, in order to obtain an amplitude of 100 xm or more, a large vibration element, horn part, etc. are required, and it is difficult to reduce the size of the apparatus.
  • the first device of the present invention when the first and second adherends sandwiched between the sandwiching portions are vibrated with an amplitude of less than 10 Ozm, a small vibration element can be used, and the horn portion Since it is not necessary to provide a device, it is possible to reduce the size of the apparatus. By reducing the size of the device, it can be used for endoscopic surgery, endovascular treatment, and the like. [0016]
  • the configuration of the first apparatus of the present invention can be appropriately changed according to, for example, the thicknesses of the first and second adherends.
  • the thickness of the first and second adherends means the thickness in the direction perpendicular to the contact surfaces of the first and second adherends.
  • the sandwiching portion includes a first contact portion that contacts the first adherend and a second contact portion that contacts the second adherend.
  • the first and second adherends are sandwiched between them, and the heating unit heats the first and Z or second contact portions, whereby the first and / or second adherends sandwiched between the sandwiching portions.
  • the structure is such that the adherend is heated and the vibration part vibrates the first and Z or second contact parts to vibrate the first and Z or second adherends held by the holding part. be able to.
  • the portion of the first and second adherends that adhere to each other has a pressure of 9 X 10 2 to l X 10 5 N / m 2 , 60 to: temperature of 140 ° C, 1 to 100 kHz
  • the first and second adherends should preferably be small in thickness so that vibrations of the same frequency can be easily applied.
  • the thickness of the first and second adherends is usually 0.01 to 5 mm. , Preferably 0.:! To lmm.
  • the first apparatus of the present invention includes, for example, an interposition part that can be interposed between the first and second adherends in contact with each other, and the heating part heats the interposition part.
  • the first and / or second adherend sandwiched between the sandwiching portions is heated, and the vibrating portion vibrates the interposition portion, whereby the first and / or second sandwiched between the sandwiching portions. It is possible to adopt a configuration in which the adherend is vibrated.
  • the portion of the first and second adherends that adhere to each other has a pressure of 9 X 10 2 to l X 10 5 N / m 2 , 60 to: temperature of 140 ° C, 1 to 100 kHz Since the first and second adherends may be large in thickness, the thickness of the first and second adherends is usually 0.01 to 10 mm, preferably Is 0.:! ⁇ 5mm.
  • a second device of the present invention includes a biological tissue as a first adherend and a biological tissue or a bioadhesive material as a second adherend.
  • 9 X 10 2 to 1 X 10 is an apparatus for bonding, a pressurizing unit that pressurizes one of the first and second adherends against the other, and the first and second adherends.
  • a pressurization control unit that controls the pressurization by the pressurization unit so that a pressure of 5 N / m 2 is applied, a heating unit that heats the first and Z or second adherends, and the first and first A heating control unit that controls heating by the heating unit, a vibrating unit that vibrates the first and Z or second adherends, and 1 and second A vibration control unit that controls vibration by the vibration unit is provided so that the adherend vibrates at a frequency of 1 to 100 kHz.
  • the first and second adherends come into contact with each other when the pressurizing unit pressurizes one of the first and second adherends against the other. To do.
  • the pressurization by the pressurizing unit is controlled by the pressurizing control unit, so that the first and second adherends have 9 X 10 2 to 1 X 10.
  • a pressure of 5 N / m 2 is applied.
  • an adherend for example, a tissue fixed to a living body such as a blood vessel
  • capable of exhibiting such a reaction is selected as the other.
  • the heating by the heating unit is controlled by the heating control unit, whereby the first and second adherends are heated to 60 to 140 ° C.
  • the heating unit heats one or both of the first and second adherends, but the first and second adherends are in contact with each other, so that one of them is heated. However, the heat applied to one is transferred to the other and the other is also heated.
  • the first and second adherends vibrate at a frequency of 1 to: 100 kHz by controlling the vibration by the vibration unit by the vibration control unit.
  • the vibrating part vibrates one or both of the first and second adherends, but the first and second adherends are in contact with each other, so that one of them is vibrated. Even if it exists, the vibration applied to one will be transmitted to the other, and the other will also vibrate.
  • the direction of vibration applied to the first and second adherends is not particularly limited.
  • the direction may be substantially parallel to the contact surfaces of the first and second adherends.
  • the direction may be substantially perpendicular to the contact surfaces of the first and second adherends.
  • the first and second adherends are in contact with each other, and the first and second adherends have 9 ⁇ 10 2 ⁇ 1 x 10 5 N / m 2 pressure, 60 ⁇ : 140 ° C temperature, 1 ⁇ : 100kHz frequency vibration is added.
  • the first and second adherends are bonded quickly and firmly.
  • the pressure applied to the first and second adherends is preferably 1 ⁇ 10 4 to 5 ⁇ 10 4 N / m 2
  • the temperature is preferably 80 to 110 ° C.
  • the frequency of vibration is preferably 10-60kHz.
  • the vibration control unit controls vibration by the vibration unit such that the first and second adherends vibrate with an amplitude of less than 100 x m.
  • the amplitude of the vibration applied to the first and second adherends is not limited, but in the second device of the present invention, the first and the second When the second adherend is vibrated with an amplitude of less than 100 zm, a small vibration element can be used and no horn portion is required, so that the apparatus can be downsized. By miniaturizing the device, it can be used for endoscopic surgery, endovascular treatment, and the like.
  • the second apparatus of the present invention includes, for example, a contact portion that comes into contact with the first or second adherend, and the heating portion heats the contact portion, whereby the first or second adherend. It is possible to adopt a configuration in which the first or second adherend is vibrated by heating the adherend and causing the vibrating portion to vibrate the contact portion. In this configuration, in order to ensure the contact between the first or second adherend and the contact portion, the pressurizing portion places the contact portion on one of the first and second adherends. It is preferable to pressurize one of the first and second adherends against the other by applying pressure. The pressurizing unit pressurizes the contact portion against one of the first and second adherends, so that the contact portion can reliably contact one of the first and second adherends.
  • the present invention provides a medical instrument having a portion made of a biological tissue adhesive material on the surface, wherein the biological tissue adhesive material is in contact with the biological tissue.
  • the medical device which is a material capable of adhering to the living tissue by applying a vibration of a temperature of C and a frequency of 1 to 100 kHz.
  • the biological tissue adhesive material is preferably wet collagen, polyurethane, vinylon, gelatin, or a composite material thereof.
  • the medical device is, for example, a stent or a stent draft.
  • the tissue adhesive material and the tissue in contact with each other are subjected to a pressure of 9 X 10 2 to 1 X 10 5 N / m 2 , a temperature of 60 to: 140 ° C, and:! To 100 kHz.
  • a vibration with a frequency of 1 is applied, the living tissue adhesive material and the living tissue adhere quickly and firmly.
  • the pressure, temperature, and vibration are applied to the biological tissue adhesive material and the biological tissue, there is little damage to the biological tissue adhesive material and the biological tissue.
  • the pressure applied to the biological tissue adhesive material and the biological tissue is preferably 1 ⁇ 10 4 to 5 ⁇ 10 4 N / m 2 , and the temperature is preferably 80 to 110 ° C.
  • the frequency of the vibration is preferably 10-60 kHz.
  • the present invention provides an apparatus for adhering a living tissue and a living tissue or a living tissue adhesive material.
  • the device of the present invention can be incorporated into, for example, surgical tweezers, a clip at the tip of an endoscope, a vascular catheter, and the like, and can be used for endoscopic surgery, endovascular treatment, and the like.
  • a medical instrument for example, a stent, a stent graft, etc.
  • a living tissue for example, a blood vessel or the like
  • FIG. 1 is a partial cross-sectional schematic view showing an embodiment of a first apparatus of the present invention.
  • FIG. 2 is a partial cross-sectional schematic view showing another embodiment of the first apparatus of the present invention.
  • FIG. 3 is a partial cross-sectional schematic view showing an embodiment of a second apparatus of the present invention.
  • FIG. 4 is a view showing a state in which (a) polyurethane, (b) vinylon, and (c) wet collagen are firmly adhered to a vascular tissue piece.
  • FIG. 5 is a view showing a state in which a stainless steel piece coated with polyurethane is adhered to a vascular tissue piece.
  • FIG. 6 is a view showing a state in which a polyester piece coated with polyurethane is adhered to a vascular tissue piece.
  • Adherent biological tissue or biological tissue adhesive material
  • the biological tissue adhesive medical device has a portion made of a biological tissue adhesive material on the surface.
  • the biological tissue adhesive material has a pressure of 9 ⁇ 10 2 to 1 ⁇ 10 5 N / m 2 (preferably 1 ⁇ 10 4 to 5 ⁇ 10 4 N / m 2 ) when in contact with the biological tissue.
  • Preferred biological tissue adhesive materials include wet collagen, polyurethane, vinylon, gelatin, and composite materials thereof.
  • Time required for adhering the biological tissue adhesive material and the biological tissue Is usually 2 to 240 seconds, preferably 10 to 120 seconds.
  • the direction of vibration applied to the biological tissue adhesive material and the biological tissue is not particularly limited.
  • the direction may be substantially parallel to the contact surface of the biological tissue adhesive material and the biological tissue.
  • And may be in a direction substantially perpendicular to the contact surface of the living tissue adhesive material and the living tissue.
  • the amplitude of the vibration applied to the living tissue adhesive material and the living tissue is not particularly limited, but is usually 0.1 ⁇ : lOO / im, preferably 0.2-20 / im.
  • the biological tissue to which the biological tissue adhesive material can be bonded is not particularly limited, and examples thereof include circulatory system tissue, digestive system tissue, skin tissue, tendon tissue, ligament tissue, mesosoft tissue, blood vessel Examples include tissues, metabolic tissues, brain tissues, lymphoid tissues, muscle tissues, and the like.
  • the adhesive force between the biological tissue adhesive material and the biological tissue is usually 0.:! To 2 MPa, preferably 0.
  • the entire medical device is composed of the biological tissue adhesive material, or only part of the medical device. It is composed of a living tissue adhesive material.
  • Medical devices include, for example, stents, stent grafts (covered stents), artificial blood vessels, anti-adhesion membranes, wound dressings, vascular catheters, force tubes, monitoring tubes, human kidneys, artificial heart lungs, blood for extracorporeal circulation Circuit, artificial kidney A-V shunt, artificial blood vessel, artificial heart, artificial heart valve, temporary blood bypass tube, blood circuit for artificial dialysis, blood bag, blood component separation device disposable circuit, dialysis membrane, Artificial liver, nanoparticle coating material, biosensor coating material, transdermal device, arteriovenous shunt, pacemaker, central venous feeding catheter, heart wrapping net and the like.
  • the stent can be adhered to the inner wall of the blood vessel using an apparatus lc shown in Fig. 3 described later.
  • the apparatus la according to the first embodiment is an apparatus for adhering the adherends T1 and T2, and holds the adherends T1 and T2 between the members 21a and 22a as shown in FIG. Part 2a, pressurizing part 3a that pressurizes member 22a in the direction of member 21a, pressurization control part 4a that controls pressurization by pressurizing part 3a, heating element 5a built in member 21a, heat generation A heat generation control unit 6a that controls heat generation by the body 5a, a vibration generation unit 7a that generates minute vibrations, and a vibration control unit 8a that controls minute vibrations generated by the vibration generation unit 7a are provided.
  • the types of the adherends T1 and T2 are not particularly limited. Both the adherends T1 and T2 may be a living tissue, one is a living tissue, and the other is a living tissue adhesion. It may be a material. Further, the adherends T1 and T2 may be biological tissue adhesive materials themselves. Alternatively, it may be a medical device having a portion that is a force of a living tissue adhesive material. Examples of the biological tissue, the biological tissue adhesive material, and the medical instrument include those described above.
  • the thickness of the adherends T1 and T2 is not particularly limited, but is usually 0.01 to 5 mm, preferably 0. 1 ⁇ : 1mm.
  • the device la according to the first embodiment is suitable for bonding relatively thin adherends.
  • the clamping part 2a includes members 21a and 22a, and the adherends T1 and T2 are clamped between the members 21a and 22a.
  • the shapes and sizes of the members 21a and 22a and the shapes and sizes of the adherend contact surfaces of the members 21a and 22a are particularly limited as long as the adherends T1 and T2 can be sandwiched between the members 21a and 22a. It ’s not what is done.
  • the shapes of the members 21a and 22a are, for example, a plate shape, a clip shape, a tweezers shape, and the like.
  • the shapes of the adherend contact surfaces of the members 21a and 22a are, for example, a flat surface, a curved surface, a sawtooth shape, and a sword mountain shape.
  • the material of the members 21a and 22a is not particularly limited as long as it does not adhere to the adherends T1 and T2.
  • the member 22a is attached to the arm portion AR1 via the rod R1 so as to be rotatable about the shaft member G1.
  • the arm part AR1 is provided with a pressurizing part 3a for rotating the member 22a.
  • the pressurizing unit 3a has, for example, an electric motor, an ultrasonic motor, a piezoelectric element, or the like as a power source for rotating the member 22a.
  • the member 22a is moved in the direction of the member 21a. Pressurize.
  • One end of the wire may be connected to the member 22a, and the other end of the wire may be pulled from outside to pressurize the member 22a toward the member 21a.
  • the clamping force by the clamping part 2a (that is, the pressure applied to the adherends T1 and T2 clamped by the clamping part 2a) is applied to the adherend contact surface of the member 22a.
  • a sensor S 1 is provided for detecting.
  • the sensor S1 and the pressurization unit 3a are electrically connected to the pressurization control unit 4a, and the pressurization control unit 4a is based on the pressure detected by the sensor S1 and the like by the clamping unit 2a (that is, The pressure applied to the adherends T1 and T2 sandwiched between the sandwiching portions 2a is 9 ⁇ 10 2 to 1 ⁇ 10 5 N / m 2 (preferably 1 ⁇ 10 4 to 5 ⁇ 10 4 N / m 2 ) So that Control pressurization by a.
  • the heating element 5a incorporated in the member 21a is not particularly limited, and examples thereof include an electric heating heater, a Peltier element, and a magnetic material (when a magnetic material is used, a variable magnetic field is irradiated from the outside).
  • a sensor S2 for detecting the temperatures of the adherends T1 and T2 is provided on the adherend contact surface of the member 21a.
  • the sensor S2 and the heating element 5a are electrically connected to the heat generation control unit 6a.
  • the heat generation control unit 6a is based on the temperature detected by the sensor S2 and the adherend T1 Heat generation by the heating element 5a is controlled so that the temperature of T2 is 60 to 140 ° C (preferably 80 to 110 ° C).
  • the sensor S2 directly detects the temperature of the adherend T1, but the heat applied to the adherend T1 is transferred to the adherend T2, so that the temperature of the adherend T1 is Since it is affected by the temperature of the adherend T2, the temperature of the adherend T2 can also be detected based on the temperature change of the adherend T1.
  • the member 21a is attached to the vibration generating part 7a via the rod R2, and the vibration generating part 7a is attached to the arm part AR2.
  • the vibration generating unit 7a includes a vibration element such as an ultrasonic vibration element, a micro motor, and a magnetic body (irradiating a variable magnetic field from the outside when using a magnetic body) as a source of micro vibration. Yes.
  • the minute vibration generated from the vibration generator 7a is transmitted to the member 21a via the rod R2 which is a vibration transmitting member.
  • the direction of vibration applied to the member 21a is not particularly limited, but in this embodiment, the direction is substantially parallel to the contact surface of the adherends T1 and T2 (the direction indicated by the arrow in FIG. 1).
  • the vibration generating unit 7a is electrically connected to a vibration control unit 8a that controls minute vibrations generated by the vibration generating unit 7a.
  • the vibration control unit 8a includes adherends T1 and T2 sandwiched between the sandwiching units 2a.
  • the micro-vibration generated by the vibration generator 7a is controlled so that the frequency of the micro-vibration is 1 to 100kHz (preferably 10 to 60kHz).
  • the vibration control unit 8a is a micro vibration generated by the vibration generating unit 7a so that the vibration amplitude of the adherends T1 and T2 sandwiched by the sandwiching unit 2a is less than 100 ⁇ m, preferably less than 20 zm. To control.
  • the lower limit value of the amplitude of the micro vibration is usually 0.1 ⁇ m, preferably 0.2 ⁇ m.
  • a small vibration element can be used, and it is not necessary to provide a horn portion. .
  • the arm part AR1 is fixed to the arm part AR2, and the arm part AR2 is It is connected to a holding part (not shown), a catheter (not shown), a guide wire (not shown) and the like.
  • the adherends T1 and T2 are sandwiched between the sandwiching portions 2a while being in contact with each other. At this time, when the clamping force by the clamping part 2a is controlled by the clamping force control part 4a, the adherends T1 and T2 clamped by the clamping part 2a have 9 X 10 2 to 1 X 10 5 N / m 2 (preferably 1 ⁇ 10 4 to 5 ⁇ 10 4 N / m 2 ) is applied.
  • the heat generated by the heating element 5a is transmitted to the adherends T1 and T2 via the adherend contact surface of the member 21a, and the adherends T1 and T2 are heated.
  • heat generated by the heating element 5a is controlled by the heat generation control unit 6a, so that the adherends T1 and T2 sandwiched by the sandwiching unit 2a are 60 to 140 ° C (preferably 80 to 110 ° C).
  • the heat generated by the heating element 5a is first applied to the adherend T1, but since the adherends T1 and T2 are in contact with each other, the heat applied to the adherend T1 is This is transmitted to T2, and the adherend T2 is also heated.
  • the minute vibration generated by the vibration generating unit 7a is transmitted to the member 21a via the rod R2 which is a vibration transmitting member.
  • the vibrations generated by the vibration generating part a are controlled by the vibration control part 8a, so that the adherends T1 and T2 held by the holding part 2a have a frequency of 1 to: 10 kHz (preferably 10 to 60 kHz). ) Vibrate.
  • the minute vibration generated from the vibration generating part a is first applied to the adherend T1, but since the adherends T1 and T2 are in contact with each other, the vibration applied to the adherend T1 is not attached. It is transmitted to the body T2, and the adherend T2 also vibrates.
  • the direction of vibration applied to the adherends T1 and T2 is not particularly limited, but in this embodiment, the direction is substantially parallel to the contact surface of the adherends T1 and T2 (see FIG. 1). Direction indicated by arrow).
  • the adherends T1 and T2 sandwiched between the sandwiching portions 2a are in contact with each other, and the adherends T1 and T2 include 9 10 2 to 1 10; ⁇ / 111 2 ( Preferably 10 4 to 5 10 4 N / m 2 ) pressure, 60 to: 140 ° C (preferably 80 to 110 ° C), frequency:! To 100 kHz (preferably 10 to 60 kHz) vibration Is added.
  • the time for applying the pressure, temperature and vibration to the adherends T1 and T2 is usually 2 to 240 seconds, preferably 10 to 120 seconds. This As a result, the adherends T1 and T2 are bonded quickly and firmly. Further, when the pressure, temperature and vibration are applied to the adherends T1 and ⁇ 2, the damage to the first and second adherends is small.
  • the device lb according to the second embodiment is a device for adhering the adherends 3 and 4 and holds the adherends T3 and T4 between the members 21b and 22b as shown in FIG. Part 2b, member 23b interposed between adherends T3 and T4, pressurizing part 31b for pressing member 21b in the direction of member 22b, and pressurizing part 32b for pressing member 22b in the direction of member 21b
  • a pressure control unit 4b that controls the pressurization by the pressurization units 31b and 32b, a heating element 5b built in the member 23b, and a heat generation control unit 6b that controls the heat generation by the heating element 5b, and generates minute vibrations.
  • a vibration control unit 8b that controls minute vibrations generated by the vibration generation unit 7b.
  • adherends T3 and T4 are not particularly limited. Both adherends T3 and T4 may be a living tissue, or one is a living tissue and the other is a living tissue adhesive. It may be a natural material. Specific examples of the living tissue and the living tissue adhesive material are the same as described above.
  • the thickness of the adherends T3 and T4 is not particularly limited, but is usually 0.01 to 10 mm, preferably 0. ! ⁇ 5mm.
  • the apparatus lb according to the second embodiment is suitable for bonding relatively thick adherends.
  • the sandwiching portion 2b includes members 21b and 22b, and the adherends T3 and T4 are sandwiched between the members 21b and 22b.
  • the shapes and sizes of the members 21b and 22b and the shapes and sizes of the adherend contact surfaces of the members 21b and 22b are particularly limited as long as the adherends T3 and T4 can be sandwiched between the members 21b and 22b. It ’s not what is done.
  • the shapes of the members 21b and 22b are, for example, a plate shape, a clip shape, a tweezer shape, and the like.
  • the shapes of the adherend contact surfaces of the members 21b and 22b are, for example, a flat surface, a curved surface, a sawtooth shape, and a sword mountain shape.
  • the shape, size, etc. of the member 23b and the shape, size, etc. of the adherend contact surface of the member 23b are particularly limited as long as they can be interposed between the adherends T3 and T4 in contact with each other. It ’s not something.
  • the shape of the member 23b is, for example, a plate shape or a rod shape.
  • the shape of the adherend contact surface of the member 23b is, for example, a flat surface, a curved surface, a sawtooth shape, a sword mountain shape, or the like.
  • the materials of members 21b, 22b and 23b are for example, stainless steel, polyester, cellophane, Teflon, dry collagen, polyvinyl chloride vinyl, polyethylene, polypropylene, silk, and composite materials thereof are not particularly limited as long as they are not bonded to the adherends T3 and T4.
  • the member 21b is attached to the arm portion AR3 via the rod R3 so that the member 21b can rotate about the shaft member G2, and the member 22b is centered on the shaft member G3. It is attached to the arm part AR3 via a rod R4 so that it can rotate.
  • the arm part AR3 is provided with a pressurizing part 31b for rotating the member 21b and a pressurizing part 32b for rotating the member 22b.
  • the pressurization units 31b and 32b have, for example, an electric motor, an ultrasonic motor, a piezoelectric element, and the like as power sources for rotating the members 21b and 22b.
  • the pressurization unit 31b By rotating, the member 2 lb is pressurized in the direction of the member 22b, and the pressurizing part 32b pressurizes the member 22b in the direction of the member 21b by rotating the member 22b.
  • One end of the wire may be connected to the member 21b, and the other end of the wire may be pulled from the outside to press the member 21b in the direction of the member 22b.
  • one end of the wire may be connected to the member 22b and the other end of the wire may be connected.
  • the member 22b may be pressurized in the direction of the member 21b by pulling from the outside.
  • the adherend contact surfaces of the members 21b and 22b are respectively applied to the clamping force by the clamping part 2b (that is, to the adherends T3 and T4 clamped by the clamping part 2b) Sensors S3 and S4 that detect pressure) are provided.
  • the sensors S3 and S4 and the pressurization units 31b and 32b are electrically connected to the pressurization control unit 4b.
  • the pressurization control unit 4b is based on the pressure detected by the sensors S3 and S4.
  • the clamping force by 2b (that is, the pressure applied to the adherends T3 and T4 clamped by the clamping part 2b) is 9 X 10 2 to 1 X 10 5 N / m 2 (preferably 1 X 10 4 to 5 X 10
  • the pressurization by the pressurization units 31b and 32b is controlled so that 4 N / m 2 ).
  • the pressure in the direction of the member 22b applied to the member 21b by the pressurization unit 31b is equal to the pressure in the direction of the member 21b applied to the member 22b by the pressurization unit 32b. In this manner, the pressurization by the pressurizing units 31b and 32b is controlled.
  • the heating element 5b incorporated in the member 23b is not particularly limited, and examples thereof include an electric heating heater, a Peltier element, and a magnetic material (when a magnetic material is used, a variable magnetic field is irradiated from the outside).
  • a sensor for detecting the temperatures of the adherends T3 and T4 is provided on the adherend contact surface of the member 23b.
  • S5 is provided.
  • the sensor S5 and the heating element 5b are electrically connected to the heat generation control unit 6b, and the heat generation control unit 6b is based on the temperature detected by the sensor S5 and the adherends T3 and T4 held by the holding unit 2b.
  • the heat generation by the heating element 5b is controlled so that the temperature of the heating element is 60 to 140 ° C (preferably 80 to 110 ° C).
  • the member 23b is attached to the vibration generator 7b via the rod R5, and the vibration generator 7b is attached to the adapter AP via the rod R6. Is attached to the arm part AR3.
  • the vibration generator 7b has a vibration element such as an ultrasonic vibrator, a small motor, or a magnetic material (when a magnetic material is used, a variable ground is irradiated from the outside) as a source of minute vibration. I'm going.
  • the minute vibration generated from the vibration generating part 7b is transmitted to the member 23b via the rod R5 which is a vibration transmitting member.
  • the direction of vibration applied to the member 23b is not particularly limited, but in this embodiment, the direction is substantially parallel to the contact surface of the adherends T3 and T4 (the direction indicated by the arrow in FIG. 2).
  • the vibration generating unit 7b is electrically connected to a vibration control unit 8b that controls minute vibrations generated by the vibration generating unit 7b.
  • the vibration control unit 8b includes adherends T3 and T4 sandwiched between the sandwiching units 2b.
  • the vibration generated by the vibration generating unit 7b is controlled so that the frequency of the minute vibration of 1 to: 100 kHz (preferably 10 to 60 kHz).
  • the vibration control unit 8b generates the vibration generation unit 7b so that the amplitude of vibration of the adherends T3 and T4 sandwiched by the sandwiching unit 2b is less than 100 ⁇ m, preferably less than 20 ⁇ m. Control minute vibrations.
  • the lower limit value of the amplitude of the minute vibration is usually 0.1 ⁇ m, preferably 0.2 ⁇ m.
  • the minute vibration generated from the vibration generating unit 7b is transmitted to the adapter AP via the rod R6.
  • the adapter AP can absorb the minute vibration (for example, a minute vibration absorber using an elastic member). Therefore, it is not transmitted to the arm part AR3.
  • the adapter AP is connected to a gripping part (not shown), a catheter (not shown), a guide wire (not shown) and the like.
  • the device lb adheres the adherends T3 and T4 as follows.
  • the adherends T3 and T4 are held in contact with each other, and are in contact with each other.
  • a member 23b is interposed between the adherends T3 and T4 in the above state.
  • the clamping force by the clamping part 2b is controlled by the clamping force control part 4b, so that the adherends T3 and T4 clamped by the clamping part 2b have 9 X 10 2 to 1 X 10 5 N / A pressure of m 2 (preferably 1 ⁇ 10 4 to 5 ⁇ 10 4 N / m 2 ) is applied.
  • the heat generated by the heating element 5b is transmitted to the adherends T3 and T4 via the adherend contact surface of the member 23b, and the adherends T3 and T4 are heated.
  • the heat generation by the heating element 5b is controlled by the heat generation control unit 6b, so that the adherends T3 and T4 sandwiched by the sandwiching unit 2b have a temperature of 60 to 140 ° C (preferably 80 to 110 ° C). Heated.
  • the minute vibration generated by the vibration generating part b is transmitted to the member 23b via the rod R5 which is a vibration transmitting member. Since the member 23b is interposed between the adherends T3 and T4, the vibration of the member 23b is transmitted to the adherends T3 and T4. At this time, the vibrations generated by the vibration generating part b are controlled by the vibration control part 8b, so that the adherends T3 and T4 held by the holding part 2b have a frequency of 1 to 100 kHz (preferably 10 to 60 kHz). Vibrate. Further, the direction of vibration applied to the adherends T3 and T4 is not particularly limited, but in this embodiment, the direction is substantially parallel to the contact surface of the adherends T3 and T4 (FIG. 2). Direction indicated by arrow in the middle).
  • the adherends T3 and T4 sandwiched between the sandwiching portions 2b are in contact with each other, and the adherends T3 and T4 include 9 10 2 to 1 (Preferably 1 10 4 to 5 X 10 4 N / m 2 ) pressure, 60 to: 140. C (preferably 80-: 110. C), frequency:! -100 kHz (preferably 10-60 kHz) vibration is applied.
  • the time for applying the pressure, temperature and vibration to the adherends T3 and T4 is usually 2 to 240 seconds, preferably 10 to 120 seconds. Thereby, the adherends T3 and T4 are bonded quickly and firmly.
  • the damage to the adherends T3 and T4 is small.
  • the part 23b is not allowed to come into contact with each other, and the part is not adhered.
  • the device lc according to the third embodiment is a device for adhering the stent ST inserted into the blood vessel B to the inner wall of the blood vessel B, and as shown in FIG. 3, a member 2 having a built-in heating element 5c. 4c and balloon part 3c that pressurizes member 24c toward the inner wall of blood vessel B, and balloon part 3c Controls the pressurization control unit 4c that controls pressurization, the heat generation control unit 6c that controls the heat generated by the heating element 5c, the vibration generation unit 7c that generates micro vibrations, and the micro vibrations that the vibration generation unit 7c generates A vibration control unit 8c.
  • the shape, size, etc. of the member 24c and the shape, size, etc. of the stent contact surface of the member 24c are not particularly limited as long as the member 24c can be inserted into the stent ST.
  • the shape of the member 24c is, for example, a plate shape or a rod shape.
  • the shape of the stent contact surface of the member 24c is, for example, a flat surface, a curved surface, a sawtooth shape, or a sword mountain shape.
  • the material of the member 24c is not particularly limited as long as it does not adhere to the stent ST.
  • the material of the member 24c is not particularly limited as long as it does not adhere to the stent ST.
  • stainless steel polyester, Teflon, polychlorinated bur, polyethylene, polypropylene, silk, aramid resin, polyetheretherketone resin, silicone resin, Polycarbonate resins and composite materials thereof.
  • the surface of the stent ST is coated with a biological tissue adhesive material such as wet collagen, polyurethane, vinylon, gelatin, or a composite material thereof.
  • the balloon portion 3c communicates with the balloon catheter 9c, and the balloon portion 3c is inflated by press-fitting fluid into the balloon portion 3c through the balloon catheter 9c. Then, the constriction part of the blood vessel B is expanded and the member 24c is pressurized toward the inner wall of the blood vessel B.
  • the stent contact surface of the member 24c is provided with S6 for detecting the pressure applied to the stent ST and the blood vessel B.
  • a device (not shown) for press-fitting fluid into the sensor S6 and the balloon unit 3 is electrically connected to the pressurization control unit 4c.
  • the pressurization control unit 4c is based on the pressure detected by the sensor S6, etc.
  • the balloon portion 3c is adjusted so that the pressure force applied to the stent ST and the blood vessel B is S9 X 10 2 to 1 X 10 5 N / m 2 (preferably 1 X 10 4 to 5 X 10 4 N / m 2 ). Control the pressurization by.
  • the heating element 5c incorporated in the member 24c is not particularly limited, and examples thereof include an electric heating heater, a Peltier element, and a magnetic material (when a magnetic material is used, a variable magnetic field is irradiated from the outside).
  • a sensor S7 for detecting the temperature of the stent ST and the inner wall of the blood vessel B is provided on the stent contact surface of the member 24c.
  • the sensor S7 and the heating element 5c are electrically connected to the heat generation control unit 6c.
  • the heat generation control unit 6c has a temperature of the stent ST and the inner wall of the blood vessel B of 60 to 60 based on the temperature detected by the sensor S7.
  • Heat generation by the heating element 5c is controlled so as to be 140 ° C (preferably 80 to 110 ° C).
  • Sensor S7 is directly Force to detect the temperature of the stent ST As a result of the heat applied to the stent ST being transferred to the inner wall of the blood vessel B, the temperature of the stent ST is affected by the temperature of the inner wall of the blood vessel B. Based on changes, the temperature of the inner wall of blood vessel B can also be detected.
  • the member 24c is attached to the vibration generating portion 7c via the rod R7, and the vibration generating portion 7b is attached to the rod R8.
  • the vibration generator 7c has a vibration element such as an ultrasonic vibrator, a small motor, and a magnetic material (when a magnetic material is used, a variable ground is irradiated from the outside) as a source of minute vibration. .
  • the minute vibration generated from the vibration generator 7c is transmitted to the member 24c through the rod R7 which is a vibration transmitting member.
  • the direction of vibration applied to the member 24c is not particularly limited, but in this embodiment, the direction is substantially parallel to the contact surface of the inner wall of the stent ST and blood vessel B (indicated by the arrow in FIG. 3).
  • the vibration generator 7c is electrically connected to a vibration controller 8c that controls minute vibrations generated by the vibration generator 7c.
  • the vibration controller 8c has a frequency of minute vibrations of the stent ST and the inner wall of the blood vessel B 1 ⁇ : Controls the vibration generated by the vibration generating part 7c so that it becomes 100kHz (preferably 10-60kHz).
  • the vibration control unit 8c controls the minute vibration generated by the vibration generation unit 7c so that the amplitude of vibration of the stent ST and the inner wall of the blood vessel B is less than 100 / im, preferably less than 20 ⁇ .
  • the lower limit of the amplitude of the minute vibration is usually 0.1 ⁇ m, preferably 0.2 ⁇ m.
  • a small vibration element can be used, and it is not necessary to provide a horn portion, so that the device lc can be miniaturized.
  • the rod R8 is connected to a gripping part (not shown), a catheter (not shown), a guide wire (not shown) and the like.
  • the device lc adheres the stent ST and the inner wall of the blood vessel B as follows.
  • the balloon part 3c When fluid is pressed into the balloon part 3c through the balloon catheter 9c, the balloon part 3c expands to expand the constricted part of the blood vessel B and add the member 24c toward the inner wall of the blood vessel B.
  • the stent ST is pressurized against the inner wall of the blood vessel B by applying pressure.
  • the pressurization by the balloon part 3c is controlled by the pressurization control part 4c, so that the inner wall of the stent ST and the blood vessel B has 9 X 10 2 to 1 X 10 5 NZm 2 (preferably 1 X A pressure of 10 4 to 5 X 10 4 N / m 2 ) is applied.
  • the heat generated by the heating element 5c is transmitted to the stent ST and the inner wall of the blood vessel B through the stent contact surface of the member 24c, and the stent ST and the inner wall of the blood vessel B are heated.
  • heat generation by the heating element 5c is controlled by the heat generation control unit 6c, whereby the stent ST and the inner wall of the blood vessel B are heated to 60 to 140 ° C (preferably 80 to 110 ° C).
  • the heat generated by the heating element 5c is the first force applied to the stent ST.
  • the stent ST and the inner wall of the blood vessel B are in contact with each other, so the heat applied to the stent ST is transferred to the inner wall of the blood vessel B.
  • the inner wall of the blood vessel B is also heated.
  • the minute vibration generated by the vibration generating portion 7c is transmitted to the member 24c via the rod R7 which is a vibration transmitting member, and is transmitted from the member 24c to the stent ST and the inner wall of the blood vessel B.
  • the vibration by the vibration generator 7c is controlled by the vibration controller 8c, so that the ST and the inner wall of the blood vessel B vibrate at a frequency of 1 to 100 kHz (preferably 10 to 60 kHz).
  • the minute vibration generated by the vibration generating portion 7c is first applied to the stent ST, the stent ST and the inner wall of the blood vessel B are in contact with each other. The inner wall of blood vessel B will also vibrate.
  • the direction of vibration applied to the stent ST and the inner wall of the blood vessel B is not particularly limited, but in this embodiment, the direction is substantially parallel to the contact surface of the stent ST and the inner wall of the blood vessel B (see FIG. (The direction indicated by the arrow in 3).
  • the stent ST and the inner wall of the blood vessel B are in contact with each other, and the inner wall of the stent ST and the blood vessel B has 9 X 10 2 to 1 X 10 5 N / m 2 (preferably 1 X 10 4 to 5 X 10 4 N / m 2 ) Pressure, 60 to: 140.
  • a temperature of C preferably 80 to 110. C
  • a frequency of! To 100 kHz preferably 10 to 60 kHz
  • the time for applying the pressure, temperature and vibration to the stent ST and the inner wall of the blood vessel B is usually 2 to 240 seconds, preferably 10 to 120 seconds.
  • the stent ST and the inner wall of the blood vessel B are bonded quickly and firmly.
  • the damage given to the inner wall of the stent ST and the blood vessel B is small.
  • Method 1 (ultrasound scalpel): Two pieces of vascular tissue (the inner surface of the porcine aorta) are brought into contact with each other, and a commercially available scalpel (Sonopet, manufactured by Miwa Tech Co., Ltd.) is used. kHz), amplitude ( ⁇ m), temperature (° C), crimping time (seconds) and pressure (N / m 2 ) were applied to two vascular tissue pieces, and an attempt was made to bond the two vascular tissue pieces. .
  • Method 2 thermocompression bonding: Two vascular tissue pieces (lumen surface of porcine aorta) are superposed on a temperature-controlled heating plate, and a predetermined pressure (N / m 2 ) is applied to the two blood vessels. It was added to the tissue piece and an attempt was made to adhere the two vascular tissue pieces.
  • Method 3 Thermo-compression bonding + micro vibration: Two vascular tissue pieces (luminal surface of porcine aorta) are superimposed on a temperature-controlled heating plate, and a predetermined frequency (kHz) and amplitude ( zm), temperature (° C), pressure bonding time (seconds) and pressure (N / m 2 ) were applied to the two vascular tissue pieces, and an attempt was made to bond the two vascular tissue pieces.
  • kHz frequency and amplitude
  • ° C temperature
  • seconds pressure bonding time
  • N / m 2 pressure
  • Table 1 shows the specific conditions and results of each method.
  • vascular tissue pieces could be bonded together in a short time (3 to 4 seconds), but when the bonding time was too short (1 to 2 seconds) Glue the pieces together When the bonding time was too long (6-7 seconds), the bonded tissue was damaged (carbonized by heating). In addition, the adhesive strength between vascular tissue pieces was 0.17 MPa at maximum, and it was easily peeled off when pulled by hand.
  • Method 3 As shown in Table 1, in Method 3, vascular tissue pieces could be adhered to each other.
  • the required temperature in Method 3 was similar to that in Method 1, but the crimping time and pressure required in Method 3 were higher than in Method 1 and the amplitude required in Method 3 was lower than in Method 1.
  • the adhesion force obtained by method 3 was larger than that of method 1, especially at a frequency of 12 kHz. Adhesion strength about 10 times that obtained by method 1 was obtained. This was an adhesive force that did not peel easily when pulled by hand.
  • This test example is a test for searching for a material that can adhere to a living tissue under the conditions clarified in Test Example 1.
  • Polyester (Ubi Daraft, manufactured by Ube Kaiken), stainless steel (SUS364, commercially available), cellophane (cellophane film, manufactured by Tokyo Cellophane), dried collagen (Koken type 1 collagen cross-linked with dartalaldehyde and dried) ), Teflon (Gortex EPTFE graft, manufactured by Japan Gortex) did not adhere to the vascular tissue piece.
  • Tensile measurements were made after adhesion, and a case where the adhesive force was less than 0.2 MPa was judged as “insufficient adhesion”, and a case where the adhesion force was 0.2 MPa or more was judged as “strong adhesion”.
  • the present invention is useful for firmly bonding a living tissue (for example, blood vessels) and a living tissue or a living tissue adhesive material.

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Abstract

　生体組織と生体組織又は生体組織接着性材料とを接着させるための装置として、装置１ａは、被着体Ｔ１及びＴ２を接着させるための装置であって、部材２１ａ及び２２ａの間に被着体Ｔ１及びＴ２を挟持する挟持部２ａと、部材２２ａを部材２１ａの方向へ加圧する加圧部３ａと、加圧部３ａによる加圧を制御する加圧制御部４ａと、部材２１ａに内蔵された発熱体５ａと、発熱体５ａによる発熱を制御する発熱制御部６ａと、微小振動を発生させる振動発生部７ａと、振動発生部７ａが発生する微小振動を制御する振動制御部８ａとを備える。

Description

明 細 書
生体組織接着装置及び生体組織接着性医療器具
技術分野
[0001] 本発明は、生体組織と生体組織又は生体組織接着性材料とを接着させるための装 置、及び生体組織と接着可能な医療器具に関する。
背景技術
[0002] 従来、生体組織同士を接着させるために、縫合糸、接着剤、自動吻合器、ステープ ラー、クリップ等が用いられてきた。し力 ながら、縫合糸には、縫合に時間がかかる（ 特に微細な縫合部）、熟練が必要である等の問題点があり、接着剤（例えばフィプリ ン糊、シァノアクリレート等）には、接着力が低い、安全性が低レ、（例えばフイブリン糊 は感染性、シァノアクリレートは発ガン性)等の問題点があり、 自動吻合器には、微細 な部分への適用が困難である等の問題点があり、ステープラー、クリップ等には、接 着に長時間を要する等の問題点がある。
[0003] 一方、超音波メス (振動モード）は、生体組織同士を凝固'接着できるが、超音波メ スは、大きな振幅を得るためにホーン部が必要であり、装置の小型化が困難である。 なお、超音波メスによる生体組織同士の接着は、メス刃が超音波振動して生じる摩擦 熱により生体組織のコラーゲン組織が一部融解して生じると考えられている。高周波 メスは、高周波により発熱 (約 100°C)し、生体組織同士を接着できるが、メス部が大 きぐ周辺にダメージを与える。電気メス (止血モード）は、高温 (約 300°C)で生体組 織を焼き切ることにより止血できるが、生体組織同士の接着は困難である。
[0004] また、狭窄は血管の一部が収縮する疾患であり、狭窄の治療にはステントによる血 管拡張術が用いられる。また、大動脈瘤は血管の一部が拡大する疾患であり、大動 脈瘤の治療にはステントグラフト内揷術が用いられる。ステント及びステントグラフトを 用いた治療法は、人工血管置換^ 1のように開胸する必要がないため非常に低侵襲 である。
[0005] しかしながら、ステント及びステントグラフトは縫合を行っていないため、動脈との不 完全な接着から生じる動脈瘤内への血液の漏れ (エンドリーク）、血流による設置場 所からの逸脱等が生じるおそれがある。
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0006] 本発明は、生体組織と生体組織又は生体組織接着性材料とを接着させるための装 置を提供することを目的とする。
[0007] また、本発明は、生体組織 (例えば血管等）に強固に接着させることができる医療 器具 (例えばステント、ステントグラフト等)を提供することを目的とする。
課題を解決するための手段
[0008] 上記課題を解決するために、本発明の第 1の装置は、第 1の被着体である生体組 織と、第 2の被着体である生体組織又は生体組織接着性材料とを接着させるための 装置であって、第 1及び第 2の被着体が互いに接触するように、第 1及び第 2の被着 体を挟持する挟持部と、挟持部に挟持された第 1及び第 2の被着体に 9 X 102〜1 X 105N/m2の圧力が加えられるように、挟持部による挟持力を制御する挟持力制御 部と、挟持部に挟持された第 1及び/又は第 2の被着体を加熱する加熱部と、挟持 部に挟持された第 1及び第 2の被着体の温度が 60〜140°Cとなるように、加熱部によ る加熱を制御する加熱制御部と、挟持部に挟持された第 1及び/又は第 2の被着体 を振動させる振動部と、挟持部に挟持された第 1及び第 2の被着体が周波数 1〜10 OkHzで振動するように、振動部による振動を制御する振動制御部とを備えたことを 特徴とする。
[0009] 本発明の第 1の装置において、挟持部には、第 1及び第 2の被着体が互いに接触 した状態で挟持される。
[0010] 本発明の第 1の装置において、挟持部による挟持力が挟持力制御部により制御さ れることにより、挟持部に挟持された第 1及び第 2の被着体には 9 X 102〜1 X 105N /m2の圧力が加えられる。
[0011] 本発明の第 1の装置において、加熱部による加熱が加熱制御部により制御されるこ とにより、挟持部に挟持された第 1及び第 2の被着体は 60〜： 140°Cに加熱される。な お、加熱部は、第 1及び第 2の被着体の一方又は両方を加熱するが、第 1及び第 2の 被着体は互いに接触した状態にあるので、一方を加熱する場合であっても、一方に 加えられた熱は他方に伝達され、他方も加熱されることとなる。
[0012] 本発明の第 1の装置において、振動部による振動が振動制御部により制御されるこ とにより、挟持部に挟持された第 1及び第 2の被着体は周波数 1〜： !OOkHzで振動す る。なお、振動部は、第 1及び第 2の被着体の一方又は両方を振動させるが、第 1及 び第 2の被着体は互いに接触した状態にあるので、一方を振動させる場合であって も、一方に加えられた振動は他方に伝達され、他方も振動することとなる。また、第 1 及び第 2の被着体に加えられる振動の方向は特に限定されるものではなぐ例えば、 第 1及び第 2の被着体の接触面と略平行な方向であってもよいし、第 1及び第 2の被 着体の接触面と略垂直な方向であってもよい。
[0013] したがって、本発明の第 1の装置において、挟持部に挟持された第 1及び第 2の被 着体は、互いに接触した状態にあり、かつ、第 1及び第 2の被着体には、 9 X 102〜1 X 105N/m2の圧力、 60〜： 140°Cの温度、 1〜： 100kHzの周波数の振動が付加さ れる。これにより、第 1及び第 2の被着体は迅速かつ強固に接着する。また、第 1及び 第 2の被着体に上記圧力、温度及び振動が付加されたとき、第 1及び第 2の被着体 に与えられる損傷は少ない。なお、第 1及び第 2の被着体に付加される圧力は 1 X 10 4〜5 X 104N/m2であることが好ましぐ温度は 80〜110°Cであることが好ましぐ振 動の周波数は 10〜60kHzであることが好ましい。
[0014] 本発明の第 1の装置において、挟持部に挟持された第 1及び第 2の被着体が振幅 100 μ m未満で振動するように、振動制御部が振動部による振動を制御することが 好ましい。
[0015] 第 1及び第 2の被着体に、 9 X 102〜1 X 105N/m2の圧力、 60〜： 140°Cの温度、 1 〜100kHzの周波数の振動が付加される限り、第 1及び第 2の被着体に付加される 振動の振幅は限定されなレ、。し力 ながら、 100 x m以上の振幅を得るためは、大型 の振動素子、ホーン部等が必要であり、装置の小型化が困難である。これに対して、 本発明の第 1の装置において、挟持部に挟持された第 1及び第 2の被着体を振幅 10 O z m未満で振動させる場合、小型の振動素子を使用でき、ホーン部を設ける必要も ないので、装置の小型化が可能となる。装置を小型化させることにより、内視鏡手術、 血管内治療等での利用が可能となる。 [0016] 本発明の第 1の装置の構成は、例えば、第 1及び第 2の被着体の厚み等に応じて 適宜変更できる。なお、第 1及び第 2の被着体の厚みとは、第 1及び第 2の被着体の 接触面に直交する方向の厚みを意味する。
[0017] 本発明の第 1の装置は、例えば、挟持部が、第 1の被着体に接触する第 1の接触部 と、第 2の被着体に接触する第 2の接触部との間に第 1及び第 2の被着体を挟持し、 加熱部が、第 1及び Z又は第 2の接触部を加熱することにより、挟持部に挟持された 第 1及び/又は第 2の被着体を加熱し、振動部が、第 1及び Z又は第 2の接触部を 振動させることにより、挟持部に挟持された第 1及び Z又は第 2の被着体を振動させ る構成をとることができる。この場合、第 1及び第 2の被着体のうち互いに接着し合う 部分に、 9 X 102〜l X 105N/m2の圧力、 60〜： 140°Cの温度、 1〜： 100kHzの周波 数の振動を付加しやすくするために、第 1及び第 2の被着体の厚みは小さいことが好 ましぐ第 1及び第 2の被着体の厚みは、通常 0. 01〜5mm、好ましくは 0.：!〜 lmm である。
[0018] 本発明の第 1の装置は、例えば、互いに接触した状態にある第 1及び第 2の被着体 の間に介在させることができる介在部を備え、加熱部が、介在部を加熱することにより 、挟持部に挟持された第 1及び/又は第 2の被着体を加熱し、振動部が、介在部を 振動させることにより、挟持部に挟持された第 1及び/又は第 2の被着体を振動させ る構成をとることができる。この場合、第 1及び第 2の被着体のうち互いに接着し合う 部分に、 9 X 102〜l X 105N/m2の圧力、 60〜： 140°Cの温度、 1〜： 100kHzの周波 数の振動を付加しやすいので、第 1及び第 2の被着体の厚みは大きくてもよぐ第 1 及び第 2の被着体の厚みは、通常 0. 01〜： 10mm、好ましくは 0. ：!〜 5mmである。
[0019] 上記課題を解決するために、本発明の第 2の装置は、第 1の被着体である生体組 織と、第 2の被着体である生体組織又は生体接着性材料とを接着させるための装置 であって、第 1及び第 2の被着体の一方を他方に対して加圧する加圧部と、第 1及び 第 2の被着体に 9 X 102〜1 X 105N/m2の圧力が加えられるように、加圧部による加 圧を制御する加圧制御部と、第 1及び Z又は第 2の被着体を加熱する加熱部と、第 1 及び第 2の被着体の温度が 60〜： 140°Cとなるように、加熱部による加熱を制御する 加熱制御部と、第 1及び Z又は第 2の被着体を振動させる振動部と、第 1及び第 2の 被着体が周波数 1〜： 100kHzで振動するように、振動部による振動を制御する振動 制御部とを備えたことを特徴とする。
[0020] 本発明の第 2の装置において、加圧部が第 1及び第 2の被着体の一方が他方に対 して加圧することにより、第 1及び第 2の被着体は互いに接触する。
[0021] 本発明の第 2の装置において、加圧部による加圧が加圧制御部により制御されるこ とにより、第 1及び第 2の被着体には 9 X 102〜1 X 105N/m2の圧力が加えられる。 なお、第 1及び第 2の被着体に圧力が加えられるためには、第 1及び第 2の一方が他 方に対して加圧されたときの反作用として、当該他方が当該一方を押し返すことが必 要となる。したがって、当該他方としては、このような反作用を発揮し得る被着体 (例え ば、血管等のように生体に固定された組織）が選択される。
[0022] 本発明の第 2の装置において、加熱部による加熱が加熱制御部により制御されるこ とにより、第 1及び第 2の被着体は 60〜： 140°Cに加熱される。なお、加熱部は、第 1 及び第 2の被着体の一方又は両方を加熱するが、第 1及び第 2の被着体は互いに接 触した状態にあるので、一方を加熱する場合であっても、一方に加えられた熱は他 方に伝達され、他方も加熱されることとなる。
[0023] 本発明の第 2の装置において、振動部による振動が振動制御部により制御されるこ とにより、第 1及び第 2の被着体は周波数 1〜： 100kHzで振動する。なお、振動部は、 第 1及び第 2の被着体の一方又は両方を振動させるが、第 1及び第 2の被着体は互 いに接触した状態にあるので、一方を振動させる場合であっても、一方に加えられた 振動は他方に伝達され、他方も振動することとなる。また、第 1及び第 2の被着体に加 えられる振動の方向は特に限定されるものではなぐ例えば、第 1及び第 2の被着体 の接触面と略平行な方向であってもよいし、第 1及び第 2の被着体の接触面と略垂直 な方向であってもよい。
[0024] したがって、本発明の第 2の装置において、第 1及び第 2の被着体は、互いに接触 した状態にあり、かつ、第 1及び第 2の被着体には、 9 X 102〜1 X 105N/m2の圧力 、 60〜： 140°Cの温度、 1〜： 100kHzの周波数の振動が付加される。これにより、第 1 及び第 2の被着体は迅速かつ強固に接着する。また、第 1及び第 2の被着体に上記 圧力、温度及び振動が付加されたとき、第 1及び第 2の被着体に与えられる損傷は 少ない。なお、第 1及び第 2の被着体に付加される圧力は 1 X 104〜5 X 104N/m2 であることが好ましぐ温度は 80〜110°Cであることが好ましぐ振動の周波数は 10 〜60kHzであることが好ましレ、。
[0025] 本発明の第 2の装置において、第 1及び第 2の被着体が振幅 100 x m未満で振動 するように、振動制御部が振動部による振動を制御することが好ましい。
[0026] 第 1及び第 2の被着体に、 9 X 102〜1 X 105NZm2の圧力、 60〜： 140。Cの温度、 1 〜100kHzの周波数の振動が付加される限り、第 1及び第 2の被着体に付加される 振動の振幅は限定されないが、本発明の第 2の装置において、第 1及び第 2の被着 体を振幅 100 z m未満で振動させる場合、小型の振動素子を使用でき、ホーン部を 設ける必要もないので、装置の小型化が可能となる。装置を小型化させることにより、 内視鏡手術、血管内治療等での利用が可能となる。
[0027] 本発明の第 2の装置は、例えば、第 1又は第 2の被着体に接触する接触部を備え、 加熱部が、接触部を加熱することにより、第 1又は第 2の被着体を加熱し、振動部が、 接触部を振動させることにより、第 1又は第 2の被着体を振動させる構成をとることが できる。この構成において、第 1又は第 2の被着体と接触部との接触を確実なものと するために、加圧部が、接触部を第 1及び第 2の被着体の一方に対して加圧すること により、第 1及び第 2の被着体の一方を他方に対して加圧することが好ましい。加圧 部が、接触部を第 1及び第 2の被着体の一方に対して加圧することにより、接触部は 第 1及び第 2の被着体の一方と確実に接触することができる。
[0028] また、上記課題を解決するために、本発明は、生体組織接着性材料からなる部分 を表面に有する医療器具であって、前記生体組織接着性材料が、生体組織を接触 させた状態にぉぃて9 X 102〜l X 105NZm2の圧カ、 60〜140。Cの温度、及び周 波数 1〜： 100kHzの振動を付加することにより、前記生体組織と接着できる材料であ る前記医療器具を提供する。
[0029] 本発明の医療器具において、前記生体組織接着性材料が、湿潤コラーゲン、ポリ ウレタン、ビニロン、ゼラチン又はこれらの複合材料であることが好ましい。
本発明の医療器具において、前記医療器具は、例えば、ステント又はステントダラ フトである。 [0030] 互いに接触した状態にある生体組織接着性材料及び生体組織に、 9 X 102〜1 X 1 05N/m2の圧力、 60〜： 140°Cの温度、及び：!〜 100kHzの周波数の振動が付加さ れると、生体組織接着性材料及び生体組織は迅速かつ強固に接着する。また、生体 組織接着性材料及び生体組織に、上記圧力、温度及び振動が付加されたとき、生 体組織接着性材料及び生体組織に与えられる損傷は少ない。なお、生体組織接着 性材料及び生体組織に付加される圧力は 1 X 104〜5 X 104N/m2であることが好ま しぐ温度は 80〜： 110°Cであることが好ましぐ振動の周波数は 10〜60kHzであるこ とが好ましい。
発明の効果
[0031] 本発明により、生体組織と生体組織又は生体組織接着性材料とを接着させるため の装置が提供される。本発明の装置は、例えば、手術用ピンセット、内視鏡先端部の クリップ、血管カテーテル等に組み込み、内視鏡手術、血管内治療等で利用すること が可能である。
[0032] また、本発明により、生体組織 (例えば血管等）に強固に接着させることができる医 療器具 (例えばステント、ステントグラフト等）が提供される。
図面の簡単な説明
[0033] [図 1]本発明の第 1の装置の一実施形態を示す部分断面概略図である。
[図 2]本発明の第 1の装置の別の実施形態を示す部分断面概略図である。
[図 3]本発明の第 2の装置の一実施形態を示す部分断面概略図である。
[図 4] (a)ポリウレタン、（b)ビニロン、 （c)湿潤コラーゲンが血管組織片に強固に接着 した状態を示す図である。
[図 5]ポリウレタンをコーティングしたステンレス片が血管組織片に接着した状態を示 す図である。
[図 6]ポリウレタンをコーティングしたポリエステル片が血管組織片に接着した状態を 示す図である。
符号の説明
[0034] la, lb, lc ' . '装置
2a, 2b…挟持部 3a, 31b、 32b…カロ圧部
3c · · ·加圧部（バルーン部）
4a, 4b, 4c' ' '加圧制御部
5a, 5b, 5c…発熱体
6a, 6b, 6c' ' '発熱制御部
7a, 7b, 7c…振動発生部
8a, 8b, 8c' "振動制御部
Τ1、 Τ2, Τ3, Τ4 · · ·被着体（生体組織又は生体組織接着性材料）
Β · · ·被着体 (血管）
ST—被着体 (ステント）
発明を実施するための最良の形態
[0035] 最初に、本発明の生体組織接着性医療器具について詳細に説明する。
本実施形態に係る生体組織接着性医療器具は、生体組織接着性材料からなる部 分を表面に有する。
[0036] 生体組織接着性材料は、生体組織と接触させた状態において 9 X 102〜1 X 105N /m2 (好ましくは 1 X 104〜5 X 104N/m2)の圧力、 60〜： 140°C (好ましくは 80〜 11 0°C)の温度、周波数 1〜： 100kHz (好ましくは 10〜60kHz)の振動を付加することに より、生体組織と接着できる材料である限り特に限定されるものではない。好ましい生 体組織接着性材料としては、湿潤コラーゲン、ポリウレタン、ビニロン、ゼラチン、これ らの複合材料等が挙げられる。
[0037] 生体組織接着性材料と生体組織とを接着させるために要する時間（生体組織接着 性材料と生体組織とを接触させた状態にぉレ、て上記圧力、温度及び振動を付加す る時間）は、通常 2〜240秒、好ましくは 10〜： 120秒である。
[0038] 生体組織接着性材料及び生体組織に加えられる振動の方向は特に限定されるも のではなぐ例えば、生体組織接着性材料及び生体組織の接触面に略平行な方向 であってもよレ、し、生体組織接着性材料及び生体組織の接触面に略垂直な方向で あってもょレ、。生体組織接着性材料及び生体組織に加えられる振動の振幅は特に 限定されるものではないが、通常 0· 1〜： lOO /i m、好ましくは 0. 2〜20 /i mである。 [0039] 生体組織接着性材料が接着可能な生体組織は特に限定されるものではなく、例え ば、循環器系組織、消化器系組織、皮膚組織、腱組織、靭帯組織、間柔組織、血管 組織、代謝系組織、脳組織、リンパ系組織、筋組織等が挙げられる。
[0040] 生体組織接着性材料と生体組織との接着力は、通常 0.：!〜 2MPa、好ましくは 0.
5〜： IMPaである。
[0041] 医療器具は、生体組織接着性材料からなる部分を表面に有する限り、医療器具の 全体が生体組織接着性材料から構成されてレ、てもよレ、し、医療器具の一部のみが生 体組織接着性材料から構成されてレ、てもよレ、。
[0042] 医療器具としては、例えば、ステント、ステントグラフト（カバードステント）、人工血管 、癒着防止膜、創傷被覆材、血管カテーテル、力二ユーラ、モニタリングチューブ、人 ェ腎臓、人工心肺、体外循環用血液回路、人工腎臓用 A— Vシャント、人工血管、 人工心臓、人工心臓弁、血液の一時的バイパスチューブ、人工透析用血液回路、血 液バッグ、血液成分分離装置のデイスポーザブル回路、透析膜、人工肝臓、ナノ粒 子被覆材、バイオセンサー被覆材、経皮デバイス、動静脈シャント、ペースメーカー、 中心静脈栄養カテーテル、心臓ラッピング用ネット等が挙げられる。
[0043] 本実施形態に係る医療器具力 Sステントである場合、後述する図 3に示す装置 l cを 使用してステントを血管の内壁に接着させることができる。
[0044] 次に、本発明の生体組織接着装置について図面に基づいて詳細に説明する。
〔第 1実施形態〕
第 1実施形態に係る装置 laは、被着体 T1及び T2を接着させるための装置であつ て、図 1に示すように、部材 21a及び 22aの間に被着体 T1及び T2を挟持する挟持部 2aと、部材 22aを部材 21aの方向へ加圧する加圧部 3aと、加圧部 3aによる加圧を制 御する加圧制御部 4aと、部材 21aに内蔵された発熱体 5aと、発熱体 5aによる発熱を 制御する発熱制御部 6aと、微小振動を発生させる振動発生部 7aと、振動発生部 7a が発生する微小振動を制御する振動制御部 8aとを備える。
[0045] 被着体 T1及び T2の種類は特に限定されるものではなぐ被着体 T1及び T2の両 方が生体組織であってもよいし、一方が生体組織であり、他方が生体組織接着性材 料であってもよい。また、被着体 T1及び T2は、生体組織接着性材料自体であっても よいし、生体組織接着性材料力 なる部分を有する医療用器具であってもよい。生 体組織、生体組織接着性材料及び医療器具としては、前述したものを例示すること ができる。
[0046] 被着体 T1及び T2の厚み (被着体 T1及び T2の接触面に直交する方向の厚み）は 特に限定されるものではなレ、が、通常 0. 01〜5mm、好ましくは 0. 1〜： 1mmである。 第 1実施形態に係る装置 laは比較的薄い被着体同士の接着に適している。
[0047] 図 1に示すように、挟持部 2aは、部材 21a及び 22aを有し、部材 21a及び 22aの間 に被着体 T1及び T2を挟持する。部材 21a及び 22aの形状、大きさ等、部材 21a及 び 22aの被着体接触面の形状、大きさ等は、部材 21a及び 22aの間に被着体 T1及 び T2を挟持できる限り特に限定されるものではなレ、。部材 21a及び 22aの形状は、 例えば、板状、クリップ状、ピンセット状等である。部材 21a及び 22aの被着体接触面 の形状は、例えば、平面、曲面、鋸歯状、剣山状等である。部材 21a及び 22aの材質 は、被着体 T1及び T2と接着しない限り特に限定されるものではなぐ例えば、ステン レス、ポリエステル、セロファン、テフロン、乾燥コラーゲン、ポリ塩ィ匕ビニル、ポリェチ レン、ポリプロピレン、絹、これらの複合材料等である。
[0048] 図 1に示すように、部材 22aは、軸部材 G1を中心として回動できるように、ロッド R1 を介してアーム部 AR1に取り付けられている。図 1に示すように、アーム部 AR1には 、部材 22aを回動させるための加圧部 3aが設けられている。加圧部 3aは、部材 22a を回動させる動力源として、例えば、電気モータ、超音波モータ、ピエゾ素子等を有 しており、部材 22aを回動させることにより、部材 22aを部材 21aの方向へ加圧する。 ワイヤーの一端を部材 22aに接続し、ワイヤーの他端を外部から引っ張ることにより 部材 22aを部材 21aの方向へ加圧してもよい。
[0049] 図 1に示すように、部材 22aの被着体接触面には、挟持部 2aによる挟持力（すなわ ち、挟持部 2aに挟持された被着体 T1及び T2に加えられる圧力）を検出するセンサ S 1が設けられている。センサ S 1及び加圧部 3aは加圧制御部 4aに電気的に接続され ており、加圧制御部 4aは、センサ S 1で検出された圧力等に基づき、挟持部 2aによる 挟持力（すなわち、挟持部 2aに挟持された被着体 T1及び T2に加えられる圧力）が 9 X 102〜1 X 105N/m2 (好ましくは 1 X 104〜5 X l〇4N/m2)となるように、加圧部 3 aによる加圧を制御する。
[0050] 部材 21aに内蔵された発熱体 5aは特に限定されるものではなぐ例えば、電熱ヒー ター、ペルチェ素子、磁性体 (磁性体を用いる場合、外部より変動磁場を照射する） 等である。図 1に示すように、部材 21aの被着体接触面には、被着体 T1及び T2の温 度を検出するセンサ S2が設けられている。センサ S2及び発熱体 5aは発熱制御部 6a に電気的に接続されており、発熱制御部 6aは、センサ S2で検出された温度等に基 づき、挟持部 2に挟持された被着体 T1及び T2の温度が 60〜140°C (好ましくは 80 〜110°C)となるように、発熱体 5aによる発熱を制御する。なお、センサ S2は、直接 的には被着体 T1の温度を検出するが、被着体 T1に加えられた熱が被着体 T2に伝 達される結果、被着体 T1の温度は被着体 T2の温度の影響を受けるので、被着体 T 1の温度変化等に基づき、被着体 T2の温度をも検出できる。
[0051] 図 1に示すように、部材 21aは、ロッド R2を介して振動発生部 7aに取り付けられて おり、振動発生部 7aは、アーム部 AR2に取り付けられている。振動発生部 7aは、微 小振動の発生源として、例えば、超音波振動素子、超小型モーター、磁性体 (磁性 体を用いる場合、外部から変動磁場を照射する)等の振動素子を有している。振動 発生部 7aから発生した微小振動は、振動伝達部材であるロッド R2を介して部材 21a に伝達される。部材 21aに加えられる振動の方向は特に限定されるものではないが、 本実施形態では被着体 T1及び T2の接触面と略平行な方向である（図 1中の矢印で 示す方向）。振動発生部 7aには、振動発生部 7aによる微小振動を制御する振動制 御部 8aが電気的に接続されており、振動制御部 8aは、挟持部 2aに挟持された被着 体 T1及び T2の微小振動の周波数が 1〜： 100kHz (好ましくは 10〜60kHz)となるよ うに、振動発生部 7aが発生する微小振動を制御する。また、振動制御部 8aは、挟持 部 2aに挟持された被着体 T1及び T2の振動の振幅が 100 μ m未満、好ましくは 20 z m未満となるように、振動発生部 7aが発生する微小振動を制御する。なお、微小 振動の振幅の下限値は通常 0. l x m、好ましくは 0. 2 x mである。挟持部 2aに挟持 された被着体 T1及び T2を振幅 100 μ m未満で振動させる場合、小型の振動素子を 使用でき、ホーン部を設ける必要もないので、装置 laの小型化が可能となる。
[0052] 図 1に示すように、アーム部 AR1はアーム部 AR2に固定され、アーム部 AR2は、把 持部（図示せず）、カテーテル（図示せず）、ガイドワイヤー（図示せず）等に接続され る。
[0053] 装置 laは、以下のようにして被着体 T1及び T2を接着する。
挟持部 2aには、被着体 T1及び T2が互いに接触した状態で挟持される。このとき、 挟持部 2aによる挟持力が挟持力制御部 4aにより制御されることにより、挟持部 2aに 挟持された被着体 T1及び T2には、 9 X 102〜1 X 105N/m2 (好ましくは 1 X 104〜 5 X 104N/m2)の圧力が加えられる。
[0054] また、発熱体 5aが発生した熱は、部材 21aの被着体接触面を介して被着体 T1及 び T2に伝達され、被着体 T1及び T2は加熱される。このとき、発熱体 5aによる発熱 が発熱制御部 6aにより制御されることにより、挟持部 2aに挟持された被着体 T1及び T2は 60〜： 140°C (好ましくは 80〜： 110°C)に加熱される。なお、発熱体 5aが発生し た熱は最初に被着体 T1に加えられるが、被着体 T1及び T2は互いに接触した状態 にあるので、被着体 T1に加えられた熱は被着体 T2に伝達され、被着体 T2も加熱さ れることとなる。
[0055] さらに、振動発生部 7aが発生した微小振動は、振動伝達部材であるロッド R2を介 して部材 21aに伝達される。このとき、振動発生部 aによる振動が振動制御部 8aによ り制御されることにより、挟持部 2aに挟持された被着体 T1及び T2は、周波数 1〜： 10 0kHz (好ましくは 10〜60kHz)で振動する。なお、振動発生部 aから発生した微小 振動は最初に被着体 T1に加えられるが、被着体 T1及び T2は互いに接触した状態 にあるので、被着体 T1に加えられた振動は被着体 T2に伝達され、被着体 T2も振動 することとなる。また、被着体 T1及び T2に加えられる振動の方向は特に限定されるも のではないが、本実施形態では被着体 T1及び T2の接触面と略平行な方向である（ 図 1中の矢印で示す方向）。
[0056] したがって、挟持部 2aに挟持された被着体 T1及び T2は、互いに接触した状態に あり、かつ、被着体 T1及び T2には、 9 102〜1 10；^/1112 (好ましくは104〜5 104N/m2)の圧力、 60〜： 140°C (好ましくは 80〜： 110°C)の温度、周波数:!〜 100k Hz (好ましくは 10〜60kHz)の振動が付加される。被着体 T1及び T2に上記圧力、 温度及び振動を付加する時間は、通常 2〜240秒、好ましくは 10〜120秒である。こ れにより、被着体 T1及び T2は迅速かつ強固に接着する。また、被着体 T1及び Τ2 に上記圧力、温度及び振動が付加されたとき、第 1及び第 2の被着体に与えられる損 傷は少ない。
[0057] 〔第 2実施形態〕
第 2実施形態に係る装置 lbは、被着体 Τ3及び Τ4を接着するための装置であって 、図 2に示すように、部材 21b及び 22bの間に被着体 T3及び T4を挟持する挟持部 2 bと、被着体 T3及び T4の間に介在する部材 23bと、部材 21bを部材 22bの方向へ加 圧する加圧部 31bと、部材 22bを部材 21bの方向へ加圧する加圧部 32bと、加圧部 31b及び 32bによる加圧を制御する加圧制御部 4bと、部材 23bに内蔵された発熱体 5bと、発熱体 5bによる発熱を制御する発熱制御部 6bと、微小振動を発生させる振動 発生部 7bと、振動発生部 7bが発生する微小振動を制御する振動制御部 8bとを備え る。
[0058] 被着体 T3及び T4の種類は特に限定されるものではなぐ被着体 T3及び T4の両 方が生体組織であってもよいし、一方が生体組織であり、他方が生体組織接着性材 料であってもよレ、。生体組織及び生体組織接着性材料の具体例は上記と同様であ る。被着体 T3及び T4の厚み（被着体 T3及び T4の接触面に直交する方向の厚み） は特に限定されるものではなレ、が、通常 0. 01〜： 10mm、好ましくは 0. ：!〜 5mmで ある。第 2実施形態に係る装置 lbは比較的厚い被着体同士の接着に適している。
[0059] 図 2に示すように、挟持部 2bは、部材 21b及び 22bを有し、部材 21b及び 22bの間 に被着体 T3及び T4を挟持する。部材 21b及び 22bの形状、大きさ等、部材 21b及 び 22bの被着体接触面の形状、大きさ等は、部材 21b及び 22bの間に被着体 T3及 び T4を挟持できる限り特に限定されるものではなレ、。部材 21b及び 22bの形状は、 例えば、板状、クリップ状、ピンセット状等である。部材 21b及び 22bの被着体接触面 の形状は、例えば、平面、曲面、鋸歯状、剣山状等である。部材 23bの形状、大きさ 等、部材 23bの被着体接触面の形状、大きさ等は、互いに接触した状態にある被着 体 T3及び T4の間に介在させることができる限り特に限定されるものではなレ、。部材 2 3bの形状は、例えば、板状、棒状等である。部材 23bの被着体接触面の形状は、例 えば、平面、曲面、鋸歯状、剣山状等である。部材 21b、 22b及び 23bの材質は、被 着体 T3及び T4と接着しない限り特に限定されるものではなぐ例えば、ステンレス、 ポリエステル、セロファン、テフロン、乾燥コラーゲン、ポリ塩ィ匕ビニル、ポリエチレン、 ポリプロピレン、絹、これらの複合材料等である。
[0060] 図 2に示すように、部材 21bは、軸部材 G2を中心として回動できるように、ロッド R3 を介してアーム部 AR3に取り付けられており、部材 22bは、軸部材 G3を中心として 回動できるように、ロッド R4を介してアーム部 AR3に取り付けられている。図 2に示す ように、アーム部 AR3には、部材 21bを回動させるための加圧部 31b、及び部材 22b を回動させるための加圧部 32bが設けられている。加圧部 31b及び 32bは、それぞ れ部材 21b及び 22bを回動させる動力源として、例えば、電気モータ、超音波モータ 、ピエゾ素子等を有しており、加圧部 31bは、部材 21bを回動させることにより、部材 2 lbを部材 22bの方向へ加圧し、加圧部 32bは、部材 22bを回動させることにより、部 材 22bを部材 21bの方向へ加圧する。ワイヤーの一端を部材 21bに接続し、ワイヤー の他端を外部から引っ張ることにより部材 21bを部材 22bの方向へ加圧してもよいし 、ワイヤーの一端を部材 22bに接続し、ワイヤーの他端を外部から引っ張ることにより 部材 22bを部材 21bの方向へ加圧してもよい。
[0061] 図 2に示すように、部材 21b及び 22bの被着体接触面には、それぞれ挟持部 2bに よる挟持力（すなわち、挟持部 2bに挟持された被着体 T3及び T4に加えられる圧力） を検出するセンサ S3及び S4が設けられている。センサ S3及び S4並びに加圧部 31 b及び 32bは加圧制御部 4bに電気的に接続されており、加圧制御部 4bは、センサ S 3及び S4で検出された圧力等に基づき、挟持部 2bによる挟持力（すなわち、挟持部 2bに挟持された被着体 T3及び T4に加えられる圧力）が 9 X 102〜1 X 105N/m2 ( 好ましくは 1 X 104〜5 X 104N/m2)となるように、加圧部 31b及び 32bによる加圧を 制御する。加圧制御部 4bは、通常、加圧部 31bにより部材 21bに加えられる部材 22 bの方向への圧力と、加圧部 32bにより部材 22bに加えられる部材 21bの方向への圧 力が等しくなるように、加圧部 31b及び 32bによる加圧を制御する。
[0062] 部材 23bに内蔵された発熱体 5bは特に限定されるものではなぐ例えば、電熱ヒー ター、ペルチェ素子、磁性体 (磁性体を用いる場合、外部より変動磁場を照射する） 等である。部材 23bの被着体接触面には、被着体 T3及び T4の温度を検出するセン サ S5が設けられている。センサ S5及び発熱体 5bは発熱制御部 6bに電気的に接続 されており、発熱制御部 6bは、センサ S5で検出された温度等に基づき、挟持部 2bに 挟持された被着体 T3及び T4の温度が 60〜： 140°C (好ましくは 80〜110°C)となるよ うに、発熱体 5bによる発熱を制御する。
[0063] 図 2に示すように、部材 23bはロッド R5を介して振動発生部 7bに取り付けられてお り、振動発生部 7bは、ロッド R6を介してアダプタ APに取り付けられており、アダプタ APはアーム部 AR3に取り付けられている。振動発生部 7bは、微小振動の発生源と して、例えば、超音波振動子、小型モーター、磁性体 (磁性体を用いる場合、外部よ り変動地場を照射する）等の振動素子を有してレ、る。振動発生部 7bから発生した微 小振動は、振動伝達部材であるロッド R5を介して部材 23bに伝達される。部材 23b に加えられる振動の方向は特に限定されるものではないが、本実施形態では被着体 T3及び T4の接触面と略平行な方向である（図 2中の矢印で示す方向）。振動発生 部 7bには、振動発生部 7bによる微小振動を制御する振動制御部 8bが電気的に接 続されており、振動制御部 8bは、挟持部 2bに挟持された被着体 T3及び T4の微小 振動の周波数が 1〜： 100kHz (好ましくは 10〜60kHz)となるように、振動発生部 7b が発生する振動を制御する。また、振動制御部 8bは、挟持部 2bに挟持された被着 体 T3及び T4の振動の振幅が 100 β m未満、好ましくは 20 μ m未満となるように、振 動発生部 7bが発生する微小振動を制御する。なお、微小振動の振幅の下限値は通 常 0. 1 μ m、好ましくは 0. 2 μ mである。挟持部 2bに挟持された被着体 T3及び T4 を振幅 100 / m未満で振動させる場合、小型の振動素子を使用でき、ホーン部を設 ける必要もないので、装置 lbの小型化が可能となる。なお、振動発生部 7bから発生 した微小振動は、ロッド R6を介してアダプタ APに伝達される力 アダプタ APは微小 振動を吸収することができる機構 (例えば、弾性部材を利用した微小振動の吸収機 構）を有しているため、アーム部 AR3には伝達されないようになっている。アダプタ A Pは、把持部（図示せず）、カテーテル（図示せず）、ガイドワイヤー（図示せず)等に 接続される。
[0064] 装置 lbは、以下のようにして被着体 T3及び T4を接着する。
挟持部 2bには、被着体 T3及び T4が互いに接触した状態で挟持され、互いに接触 した状態にある被着体 T3及び T4の間には部材 23bが介在する。このとき、挟持部 2 bによる挟持力が挟持力制御部 4bにより制御されることにより、挟持部 2bに挟持され た被着体 T3及び T4には、 9 X 102〜1 X 105N/m2 (好ましくは 1 X 104〜5 X 104N /m2)の圧力が加えられる。
[0065] また、発熱体 5bが発生した熱は、部材 23bの被着体接触面を介して被着体 T3及 び T4に伝達され、被着体 T3及び T4は加熱される。このとき、発熱体 5bによる発熱 が発熱制御部 6bにより制御されることにより、挟持部 2bに挟持された被着体 T3及び T4は 60〜： 140°C (好ましくは 80〜 110°C)に加熱される。
[0066] さらに、振動発生部 bが発生した微小振動は、振動伝達部材であるロッド R5を介し て部材 23bに伝達される。部材 23bは被着体 T3及び T4の間に介在するので、部材 23bの振動は被着体 T3及び T4に伝達される。このとき、振動発生部 bによる振動が 振動制御部 8bにより制御されることにより、挟持部 2bに挟持された被着体 T3及び T 4は、周波数 1〜： 100kHz (好ましくは 10〜60kHz)で振動する。また、被着体 T3及 び T4に加えられる振動の方向は特に限定されるものではなレ、が、本実施形態では 被着体 T3及び T4の接触面と略平行な方向である（図 2中の矢印で示す方向）。
[0067] したがって、挟持部 2bに挟持された被着体 T3及び T4は、互いに接触した状態に あり、かつ、被着体 T3及び T4には、 9 102〜1
Figure imgf000018_0001
(好ましくは1 104〜 5 X 104N/m2)の圧力、 60〜： 140。C (好ましくは 80〜： 110。C)の温度、周波数:!〜 1 00kHz (好ましくは 10〜60kHz)の振動が付加される。被着体 T3及び T4に上記圧 力、温度及び振動を付加する時間は、通常 2〜240秒、好ましくは 10〜： 120秒であ る。これにより、被着体 T3及び T4は迅速かつ強固に接着する。また、被着体 T3及び T4に上記圧力、温度及び振動が付加されたとき、被着体 T3及び T4に与えられる損 傷は少ない。なお、被着体 T3及び T4のうち、部材 23bが介在することにより互いに 接触できなレ、部分は接着されなレ、。
[0068] 〔第 3実施形態〕
第 3実施形態に係る装置 lcは、血管 B内に挿入されたステント STを血管 Bの内壁 に接着させるための装置であって、図 3に示すように、発熱体 5cが内蔵された部材 2 4cと、部材 24cを血管 Bの内壁の方向へ加圧するバルーン部 3cと、バルーン部 3cに よる加圧を制御する加圧制御部 4cと、発熱体 5cによる発熱を制御する発熱制御部 6 cと、微小振動を発生させる振動発生部 7cと、振動発生部 7cが発生する微小振動を 制御する振動制御部 8cとを備える。
[0069] 部材 24cの形状、大きさ等、部材 24cのステント接触面の形状、大きさ等は、部材 2 4cをステント ST内に揷入できる限り特に限定されるものではなレ、。部材 24cの形状 は、例えば、板状、棒状等である。部材 24cのステント接触面の形状は、例えば、平 面、曲面、鋸歯状、剣山状等である。部材 24cの材質は、ステント STに接着しない限 り特に限定されるものではなぐ例えば、ステンレス、ポリエステル、テフロン、ポリ塩化 ビュル、ポリエチレン、ポリプロピレン、絹、ァラミド樹脂、ポリエーテルエーテルケトン 樹脂、シリコーン樹脂、ポリカーボネート樹脂、これらの複合材料等である。
[0070] ステント STの表面は、湿潤コラーゲン、ポリウレタン、ビニロン、ゼラチン、これらの 複合材料等の生体組織接着性材料でコーティングされている。
[0071] 図 3に示すように、バルーン部 3cは、バルーンカテーテル 9cに通じており、バル一 ンカテーテル 9cを通じてバルーン部 3cの内部に流体を圧入することにより、バル一 ン部 3cは、膨張して、血管 Bの狭窄部を拡張するとともに、部材 24cを血管 Bの内壁 の方向へ加圧する。部材 24cのステント接触面には、ステント ST及び血管 Bに加えら れる圧力を検出する S6が設けられている。センサ S6及びバルーン部 3に流体を圧入 する装置（図示せず）は加圧制御部 4cに電気的に接続されており、加圧制御部 4cは 、センサ S6で検出された圧力等に基づき、ステント ST及び血管 Bに加えられる圧力 力 S9 X 102〜1 X 105N/m2 (好ましくは 1 X 104〜5 X 104N/m2)となるように、バル ーン部 3cによる加圧を制御する。
[0072] 部材 24cに内蔵された発熱体 5cは特に限定されるものではなぐ例えば、電熱ヒー ター、ペルチェ素子、磁性体 (磁性体を用いる場合、外部より変動磁場を照射する） 等である。図 3に示すように、部材 24cのステント接触面には、ステント ST及び血管 B の内壁の温度を検出するセンサ S7が設けられている。センサ S7及び発熱体 5cは発 熱制御部 6cに電気的に接続されており、発熱制御部 6cは、センサ S7で検出された 温度等に基づき、ステント ST及び血管 Bの内壁の温度が 60〜： 140°C (好ましくは 80 〜110°C)となるように、発熱体 5cによる発熱を制御する。なお、センサ S7は、直接 的にはステント STの温度を検出する力 ステント STに加えられた熱が血管 Bの内壁 に伝達される結果、ステント STの温度は血管 Bの内壁の温度の影響を受けるので、 ステント STの温度変化等に基づき、血管 Bの内壁の温度をも検出できる。
[0073] 図 3に示すように、部材 24cはロッド R7を介して振動発生部 7cに取り付けられてお り、振動発生部 7bは、ロッド R8に取り付けられている。振動発生部 7cは、微小振動 の発生源として、例えば、超音波振動子、小型モーター、磁性体 (磁性体を用いる場 合、外部より変動地場を照射する）等の振動素子を有している。振動発生部 7cから 発生した微小振動は、振動伝達部材であるロッド R7を介して部材 24cに伝達される。 部材 24cに加えられる振動の方向は特に限定されるものではなレ、が、本実施形態で はステント ST及び血管 Bの内壁の接触面と略平行な方向である（図 3中の矢印で示 す方向）。振動発生部 7cには、振動発生部 7cによる微小振動を制御する振動制御 部 8cが電気的に接続されており、振動制御部 8cは、ステント ST及び血管 Bの内壁 の微小振動の周波数が 1〜： 100kHz (好ましくは 10〜60kHz)となるように、振動発 生部 7cが発生する振動を制御する。また、振動制御部 8cは、ステント ST及び血管 B の内壁の振動の振幅が 100 /i m未満、好ましくは 20 μ ΐη未満となるように、振動発生 部 7cが発生する微小振動を制御する。なお、微小振動の振幅の下限値は通常 0. 1 μ m、好ましくは 0· 2 μ mである。ステント ST及び血管 Bの内壁を振幅 100 μ m未満 で振動させる場合、小型の振動素子を使用でき、ホーン部を設ける必要もないので、 装置 lcの小型化が可能となる。ロッド R8は、把持部（図示せず）、カテーテル（図示 せず）、ガイドワイヤー（図示せず）等に接続される。
[0074] 装置 lcは、以下のようにしてステント ST及び血管 Bの内壁を接着する。
バルーンカテーテル 9cを通じてバルーン部 3cの内部に流体が圧入されると、バル ーン部 3cは、膨張して、血管 Bの狭窄部を拡張するとともに、部材 24cを血管 Bの内 壁の方向へ加圧することによりステント STを血管 Bの内壁に対して加圧する。これに より、ステント ST及び血管 Bの内壁は互いに接触する。このとき、バルーン部 3cによ る加圧が加圧制御部 4cにより制御されることにより、ステント ST及び血管 Bの内壁に は、 9 X 102〜1 X 105NZm2 (好ましくは 1 X 104〜5 X 104N/m2)の圧力が加えら れる。 [0075] また、発熱体 5cが発生した熱は、部材 24cのステント接触面を介してステント ST及 び血管 Bの内壁に伝達され、ステント ST及び血管 Bの内壁は加熱される。このとき、 発熱体 5cによる発熱が発熱制御部 6cにより制御されることにより、ステント ST及び血 管 Bの内壁は 60〜： 140°C (好ましくは 80〜： 110°C)に加熱される。なお、発熱体 5cが 発生した熱は最初にステント STに加えられる力 ステント ST及び血管 Bの内壁は互 いに接触した状態にあるので、ステント STに加えられた熱は血管 Bの内壁に伝達し、 血管 Bの内壁も加熱されることとなる。
[0076] さらに、振動発生部 7cが発生した微小振動は、振動伝達部材であるロッド R7を介 して部材 24cに伝達され、部材 24cからステント ST及び血管 Bの内壁に伝達される。 このとき、振動発生部 7cによる振動が振動制御部 8cにより制御されることにより、ステ ント ST及び血管 Bの内壁は、周波数 l〜100kHz (好ましくは 10〜60kHz)で振動 する。なお、振動発生部 7cが発生した微小振動は最初にステント STに加えられるが 、ステント ST及び血管 Bの内壁は互いに接触した状態にあるので、ステント STにカロ えられた振動は血管 Bの内壁に伝達され、血管 Bの内壁も振動することとなる。また、 ステント ST及び血管 Bの内壁に加えられる振動の方向は特に限定されるものではな レ、が、本実施形態ではステント ST及び血管 Bの内壁の接触面と略平行な方向である (図 3中の矢印で示す方向）。
[0077] したがって、ステント ST及び血管 Bの内壁は、互いに接触した状態にあり、かつ、ス テント ST及び血管 Bの内壁には、 9 X 102〜1 X 105N/m2 (好ましくは 1 X 104〜5 X 104N/m2)の圧力、 60〜： 140。C (好ましくは 80〜： 110。C)の温度、周波数:!〜 10 0kHz (好ましくは 10〜60kHz)の振動が付加される。ステント ST及び血管 Bの内壁 に上記圧力、温度及び振動を付加する時間は、通常 2〜240秒、好ましくは 10〜： 12 0秒である。これにより、ステント ST及び血管 Bの内壁は迅速かつ強固に接着する。 また、ステント ST及び血管 Bの内壁に上記圧力、温度及び振動が付加されたとき、ス テント ST及び血管 Bの内壁に与えられる損傷は少ない。
実施例
[0078] 〔試験例 1〕
本試験例は、生体組織同士の接着に必要な条件を明らかにするための試験である [0079] 方法 1 (超音波メス）： 2枚の血管組織片（ブタ大動脈の内腔面）を接触させ、市販の 超音波メス（ソノペット、ミワテック社製）を使用して、所定の周波数 (kHz)、振幅（ μ m )、温度 (°C)、圧着時間 (秒)及び圧力（N/m2)を 2枚の血管組織片に付加し、 2枚 の血管組織片の接着を試みた。
[0080] 方法 2 (熱圧着）：温度制御された加熱プレート上で 2枚の血管組織片（ブタ大動脈 の内腔面）を重ね合わせ、所定の圧力（N/m2)を 2枚の血管組織片に付加し、 2枚 の血管組織片の接着を試みた。
[0081] 方法 3 (熱圧着 +微小振動）：温度制御された加熱プレート上で 2枚の血管組織片（ ブタ大動脈の内腔面）を重ね合わせ、所定の所定の周波数 (kHz)、振幅（ z m)、温 度 (°C)、圧着時間 (秒)及び圧力（N/m2)を 2枚の血管組織片に付加し、 2枚の血 管組織片の接着を試みた。
各方法の具体的条件及び結果を表 1に示す。
[0082] [表 1]
Figure imgf000023_0001
表 1に示すように、方法 1では、短時間（3〜4秒)で血管組織片同士を接着させるこ とができたが、接着時間が短すぎる場合 (1〜2秒）には血管組織片同士を接着させ ることができず、接着時間が長すぎる場合 (6〜7秒）には接着組織が損傷 (加熱によ つて炭化）した。また、血管組織片同士の接着力は最高 0. 17MPaで、手で引っ張る と容易に剥離した。
[0084] 表 1に示すように、方法 2では、血管組織片同士を接着させることができなかった。
このこと力、ら、生体組織同士の接着には熱及び圧力以外の要素（振動）が必要と考え られた。
[0085] 表 1に示すように、方法 3では、血管組織片同士を接着させることができた。方法 3 で必要な温度は方法 1と同程度であつたが、方法 3で必要な圧着時間及び圧力は方 法 1よりも高かぐ方法 3で必要な振幅は方法 1よりも小さかった。方法 3で得られる接 着力は、方法 1よりも大きぐ特に周波数 12kHzの場合には、方法 1で得られる接着 力の約 10倍の接着力が得られた。これは、手で引っ張っても容易に剥離しない接着 力であった。
[0086] 〔試験例 2〕
本試験例は、試験例 1で明らかになった条件で生体組織と接着可能な材料を探索 するための試験である。
血管組織片（ブタ大動脈の内腔面)及び各種材料を接触させ、周波数 25kHz及び 振幅 80 /i mの振動、 100°Cの温度、 5 X 104N/m2の圧力を 1〜5秒間付加した。
[0087] その結果、湿潤コラーゲン（高研製タイプ 1コラーゲンをダルタルアルデヒドで架橋 したもの）、ポリウレタン (ESPA、東洋紡社製）、ビニロン（ビニロン、クラレネ土製）、ゼラ チン (和光純薬製精製ゼラチンをグノレタルアルデヒドで架橋したもの）は、血管組織 片に強固に接着した (図 4参照)。ナイロン (ナイロンネット、グンゼ産業製)は不十分 ながら血管組織片に接着した。ポリエステル (ユービーダラフト、ウベ循研製）、ステン レス（SUS364、市販品）、セロファン (セロファンフィルム、東京セロファン製）、乾燥 コラーゲン（高研製タイプ 1コラーゲンをダルタルアルデヒドで架橋し、乾燥させたもの )、テフロン（ゴァテックス EPTFEグラフト、ジャパンゴァテックス社製）は血管組織片 に接着しなかった。なお、接着後に引張測定を行い、接着力が 0. 2MPa未満の場 合を「不十分な接着」、 0. 2MPa以上の場合を「強固な接着」と判断した。
[0088] 上記と同様の条件で試験したところ、ポリウレタンをコーティングしたステンレス片（ 図 5参照）、及びポリウレタンをコーティングしたポリエステル片（図 6参照）は、血管組 織片に接着した。
産業上の利用可能性
本発明は、生体組織 (例えば血管等）と生体組織又は生体組織接着性材料とを強 固に接着するのに有用である。

Claims

請求の範囲
[1] 第 1の被着体である生体組織と、第 2の被着体である生体組織又は生体組織接着 性材料とを接着させるための装置であって、
第 1及び第 2の被着体が互いに接触するように、第 1及び第 2の被着体を挟持する 挟持部と、
挟持部に挟持された第 1及び第 2の被着体に 9 X 102〜1 X 105N/m2の圧力が加 えられるように、挟持部による挟持力を制御する挟持力制御部と、
挟持部に挟持された第 1及び/又は第 2の被着体を加熱する加熱部と、 挟持部に挟持された第 1及び第 2の被着体の温度が 60〜： 140°Cとなるように、加熱 部による加熱を制御する加熱制御部と、
挟持部に挟持された第 1及び/又は第 2の被着体を振動させる振動部と、 挟持部に挟持された第 1及び第 2の被着体が周波数 1〜： 100kHzで振動するように 、振動部による振動を制御する振動制御部とを備えたことを特徴とする前記装置。
[2] 挟持部に挟持された第 1及び第 2の被着体が振幅 100 μ m未満で振動するように、 振動制御部が振動部による振動を制御することを特徴とする請求項 1記載の装置。
[3] 挟持部が、第 1の被着体に接触する第 1の接触部と、第 2の被着体に接触する第 2 の接触部との間に第 1及び第 2の被着体を挟持し、
加熱部が、第 1及び/又は第 2の接触部を加熱することにより、挟持部に挟持され た第 1及び/又は第 2の被着体を加熱し、
振動部が、第 1及び/又は第 2の接触部を振動させることにより、挟持部に挟持さ れた第 1及び Z又は第 2の被着体を振動させることを特徴とする請求項 1又は 2記載 の装置。
[4] 互いに接触した状態にある第 1及び第 2の被着体の間に介在させることができる介 在部を備え、
加熱部が、介在部を加熱することにより、挟持部に挟持された第 1及び/又は第 2 の被着体を加熱し、
振動部が、介在部を振動させることにより、挟持部に挟持された第 1及び/又は第 2の被着体を振動させることを特徴とする請求項 1又は 2記載の装置。
[5] 第 1の被着体である生体組織と、第 2の被着体である生体組織又は生体接着性材 料とを接着させるための装置であって、
第 1及び第 2の被着体の一方を他方に対して加圧する加圧部と、
第 1及び第 2の被着体に 9 X 102〜1 X 105NZm2の圧力が加えられるように、加圧 部による加圧を制御する加圧制御部と、
第 1及び/又は第 2の被着体を加熱する加熱部と、
第 1及び第 2の被着体の温度が 60〜： 140°Cとなるように、加熱部による加熱を制御 する加熱制御部と、
第 1及び/又は第 2の被着体を振動させる振動部と、
第 1及び第 2の被着体が周波数 1〜： 100kHzで振動するように、振動部による振動 を制御する振動制御部とを備えたことを特徴とする前記装置。
[6] 第 1及び第 2の被着体が振幅 100 μ m未満で振動するように、振動制御部が振動 部による振動を制御することを特徴とする請求項 5記載の装置。
[7] 第 1又は第 2の被着体に接触する接触部を備え、
加熱部が、接触部を加熱することにより、第 1又は第 2の被着体を加熱し、 振動部が、接触部を振動させることにより、第 1又は第 2の被着体を振動させること を特徴とする請求項 5又は 6記載の装置。
[8] 加圧部が、接触部を第 1及び第 2の被着体の一方に対して加圧することにより、第 1 及び第 2の被着体の一方を他方に対して加圧することを特徴とする請求項 7記載の 装置。
[9] 生体組織接着性材料からなる部分を表面に有する医療器具であって、
前記生体組織接着性材料が、生体組織と接触させた状態において 9 X 102〜1 X 1
05N/m2の圧力、 60〜： 140°Cの温度、及び周波数：!〜 100kHzの振動を付加する ことにより、前記生体組織と接着できる材料である前記医療器具。
[10] 前記生体組織接着性材料が、湿潤コラーゲン、ポリウレタン、ビニロン、ゼラチン又 はこれらの複合材料である請求項 9記載の医療器具。
[11] 前記医療器具力^テント又はステントグラフトである請求項 9又は 10記載の医療器 具。
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