(57)【要約】  流体、粉体移送用およびワイヤ、ケーブル、電線管等の線状物保護用ホース、筒状フィルターや人工血管の基材等に有用な多重筒状織物構造体を提供する。経糸と緯糸とを交錯させて筒状に製織された筒状織物体であって、経糸の少なくとも一部が単糸繊度１．０ｄｔｅｘ以上の弾性繊維であり、緯糸の少なくとも一部が単糸繊度１．０ｄｔｅｘ未満のマイクロファイバーである筒状織物構造体およびそれを基材として用いた人工血管。【特許請求の範囲】
【請求項１】
経糸と緯糸とを交錯させて筒状に製織された筒状織物体であって、経糸の少なくとも一部が単糸繊度１．０ｄｔｅｘ以上の弾性繊維であり、緯糸の少なくとも一部が単糸繊度１．０ｄｔｅｘ未満のマイクロファイバーである筒状織物構造体。
【請求項２】
経糸のカバーファクターをＣfaとし、緯糸のカバーファクターをＣfbとした場合、Ｃfa＜Ｃfbである請求項１に記載の筒状織物構造体。
【請求項３】
筒状織物構造体の経方向の筒状織物構造体幅１ｍｍ当たりの３．３Ｎ荷重時の伸度が４％以上であり、破断伸度が５０％以下である請求項１または２に記載の筒状織物構造体。
【請求項４】
前記単糸繊度１．０ｄｔｅｘ以上の弾性繊維の単糸が熱収縮特性の異なる２種類のポリマーから構成される複合断面繊維である請求項１ないし請求項３のいずれかに記載の筒状織物構造体。
【請求項５】
熱収縮特性の異なる２種類のポリマーが、ポリエチレンテレフタレートおよびポリトリメチレンテレフタレートである請求項４に記載の筒状織物構造体。
【請求項６】
筒状織物構造体が２以上の層からなる請求項１ないし請求項５のいずれかに記載の筒状織物構造体。
【請求項７】
最内層を除く層の緯糸の少なくとも一部が太さ２０μｍ以上のモノフィラメントである請求項６に記載の筒状織物構造体。
【請求項８】
筒状織物構造体の内表面での透水性が５００ｍＬ（ミリリットル）／ｍｉｎ／１２０ｍｍＨｇ（１６ｋＰａ）／ｃｍ２以下である請求項１ないし請求項７のいずれかに記載の筒状織物構造体。
【請求項９】
請求項１ないし請求項８のいずれかに記載の筒状織物構造体を基材とする人工血管。
【請求項１０】
血液と接触する筒状織物の内側に抗血栓性材料が結合することによって形成される抗血栓性材料層の厚さが１〜６００ｎｍである請求項９に記載の人工血管。
【請求項１１】
上記抗血栓性材料は、硫黄原子を含むアニオン性の抗凝固活性を有する化合物を含む請求項１０に記載の人工血管。
【請求項１２】
Ｘ線光電子分光法（ＸＰＳ）で測定した内表面の全原子の存在量に対する硫黄原子の存在比率が３．０〜６．０原子数％である請求項１０または１１に記載の人工血管。
【請求項１３】
Ｘ線光電子分光法（ＸＰＳ）で測定した内表面の全原子の存在量に対する窒素原子の存在比率が、６．０〜１２．０原子数％である請求項１０ないし請求項１２のいずれかに記載の人工血管。
【請求項１４】
上記抗血栓性材料は、アルキレンイミン、ビニルアミン、アリルアミン、リジン、プロタミン及びジアリルジメチルアンモニウムクロライドからなる群から選択される化合物を構成モノマーとして含むカチオン性ポリマー、を含み、上記カチオン性ポリマーは筒状織物を構成する経糸及び緯糸と共有結合している請求項１０ないし請求項１３のいずれかに記載の人工血管。
【請求項１５】
上記抗血栓性材料は、エチレングリコール、プロピレングリコール、ビニルピロリドン、ビニルアルコール、ビニルカプロラクタム、酢酸ビニル、スチレン、メチルメタクリレート、ヒドロキシエチルメタクリレート及びシロキサンからなる群から選択される化合物を構成モノマーとして含む親水性ポリマーの骨格構造、４−（アミノメチル）ベンゼンカルボキシイミダミド又はベンゼンアミジンの骨格構造及びメトキシベンゼンスルホン酸アミドの骨格構造からなる３種類の骨格構造を含む化合物であり、上記３種類の骨格構造を含む化合物は筒状織物を構成する経糸及び緯糸と共有結合している請求項１０に記載の人工血管。
【請求項１６】
上記３種類の骨格構造を含む化合物は、以下の一般式（Ｉ）〜（ＩＶ）で示されるいずれかの化合物である、請求項１５に記載の人工血管。
【化１８】
2016190202.tif 000023
【化１９】
2016190202.tif 000024
【化２０】
2016190202.tif 000025
【化２１】
2016190202.tif 000026
［式(I)〜（IV）中、ｍ及びｏは０〜４の整数を表し、ｎは３〜１０００の整数を表し、ｎ’＝３〜１０００の整数を表すが、ｎ≧ｎ’であり、Ｘは、水酸基、チオール基、アミノ基、カルボキシル基、アルデヒド基、イソシアネート基及びチオイソシアネート基からなる群から選択される官能基を表す。］
【請求項１７】
上記抗血栓性材料は、アクリル酸、メタクリル酸、α−グルタミン酸、γ−グルタミン酸及びアスパラギン酸からなる群から選択される化合物を構成モノマーとして含むアニオン性ポリマー、又は、シュウ酸、マロン酸、コハク酸、フマル酸、グルタル酸、アジピン酸、ピメリン酸、スベリン酸、アゼライン酸、セバシン酸、リンゴ酸、酒石酸及びクエン酸からなる群から選択されるアニオン性化合物を含む請求項１０ないし請求項１６のいずれかに記載の人工血管。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、多重筒状織物構造体に関する。より詳しくは、流体、粉体移送用およびワイヤ、ケーブル、電線管等の線状物保護用ホース、筒状フィルターや人工血管の基材等に有用な多重筒状織物構造体に関する。  
【背景技術】
【０００２】
ホース、補強材、保護材、人工血管等、種々の産業用途に筒状繊維構造体が利用されているが、その使用状況により、屈曲されたり、渦巻き状に巻回されたり、スペースに合わせて蛇行状に配置される等の形状をとる。そのため、前記の筒状繊維構造体は、使用状況に合わせた形状において、潰れ、ねじれが発生しないように耐キンク性（易屈曲性）を向上させる手段が提案されている。【０００３】
例えば、ワイヤ、ケーブル、ホース及び電線管のような細長い物品を束にし、保護するための布帛スリーブであって、該スリーブが開放構造を有する経糸素子および緯糸素子からなり、実質的に円形の断面形状を有する布帛スリーブ(特許文献１)が提案されている。また、シールド掘削機の水密シールやパッキン部材として使用可能な筒状織物の内面をゴムや樹脂で気密処理とした筒状体が提案されている（特許文献２）一方、人工血管は、例えば動脈硬化等の病的な生体血管の代替、あるいはバイパスやシャントを形成するために用いられる医療機器である。従来の人工血管を材料で分類すると、１）布製、２）ポリテトラフルオロエチレン製、３）生体材料製及び４）合成高分子材料製に大別される。これらの人工血管のうち、繊維の織物、編物あるいは不織布からなる布製の人工血管は、柔軟性が高いが、実際の使用条件下では血圧がかかるために繊維間隙から漏血しやすい欠点があった。布製の人工血管のうち、編物からなる人工血管は製造工程が単純であり、柔軟性を備えているが、形態維持力が弱いことに加えて多孔質構造になりがちであり、繊維間隙から漏血しやすい。不織布からなる人工血管は構造が不均一、かつ形態維持力が弱いため、好ましくない。【０００４】
一方で、織物からなる布製の人工血管は、編物からなる人工血管と比較して繊維間隙を小さくして漏血量を低減することができるため、需要の高い大動脈等の血管外科手術用途として用いられている。漏血量を少なくする方法として、繊維間隙を緻密にする方法が一般的であるが、繊維密度の増大により、得られた人工血管が硬くなってしまう。このような硬い人工血管を用いると、代替する病的な生体血管の両端、すなわち、人工血管と吻合する生体血管も動脈硬化等の影響を受けているため、手術が困難なことが多い。【０００５】
布製の人工血管の柔軟性を高める方法として、ストレッチ性の高い弾性繊維を使用した人工血管が報告されている（特許文献３）が、弾性繊維のみでは、形態維持力が弱いことに加えて、繊維径が太いため、繊維間隙から漏血しやすいという問題があった。【０００６】
そこで、血管外科手術に布製の人工血管を使用する場合には、繊維間隙のみで漏血を防ぐのではなく、生体内で吸収されるコラーゲンやゼラチン等のゲルを付与することによって、繊維間隙を埋めて漏血を防ぐ方法が報告されている（特許文献４）。【０００７】
また、布製の人工血管を移植する直前に自家血液に接触させて血栓を形成させ、その血栓で繊維間隙を埋めることにより漏血を防ぐ操作、いわゆるプレクロッティングを行う方法が報告されている（特許文献５及び６）。【０００８】
一方、生体血管には内表面に内膜が存在し、血管内皮細胞を有することで血栓形成を阻害することができるが、従来の人工血管は細胞親和性が低く、血管内皮細胞の定着が起こりにくいだけでなく、血管内皮細胞の定着、ならびに内膜が形成するまでに時間を要する。そのため、移植直後の抗血栓性だけでなく、時間の経過とともに細胞親和性を発揮する機能が必要とされてきた。【０００９】
布製の人工血管に細胞親和性を付与する方法としては、繊維構造を細胞増殖や浸潤を助長させる構造にする方法があり、繊維径を適正化する方法や、立毛や毛羽及び／又はループ状繊維を付与する方法（特許文献７〜１０）が報告されている。【００１０】
さらに、人工血管を移植した際に生体はこれを異物として認識し、特に人工血管の血液との接触面、すなわち内表面では血液凝固反応が進行して血栓が形成されるため、抗血栓性が必要とされている。【００１１】
従来、医用材料の抗血栓性を向上する方法としては、ヘパリン又はヘパリン誘導体を材料の表面に付与する手法が用いられてきた。しかしながら、人工血管を構成するポリエステル繊維等の布製の医用材料、延伸多孔質ポリテトラフルオロエチレン（以下、「ｅＰＴＦＥ」）製の医用材料には、ヘパリン又はヘパリン誘導体を直接付与することができない。そのため、医用材料の表面を改質させた後、共有結合でヘパリン又はヘパリン誘導体を材料の表面に付与させる方法（特許文献１１〜１３）や、イオン結合でヘパリン又はヘパリン誘導体を材料の表面に付与させる方法（特許文献１４〜１７）が報告されている。【００１２】
布製の人工血管に抗血栓性を付与する方法としては、漏血を防ぐために用いられる生体内で吸収されるコラーゲンやゼラチン等のゲルにヘパリン又はヘパリン誘導体を含ませて材料の表面に付与させる方法（特許文献６及び１８）や、有機溶媒に溶かしたセグメント化ポリウレタンに含浸させて材料の表面に付与させる方法（特許文献１９）が報告されている。【００１３】
また、ヘパリン又はヘパリン誘導体以外の抗血栓性を有する化合物を用いて医用材料の抗血栓性を向上する方法としては、血液凝固反応に関与する複数の血液凝固因子（例えば、一次止血の段階に関与する血小板）や、血栓形成の段階に関与するトロンビン等を阻害する化合物を、医用材料の表面に付与させる方法（特許文献２０〜２２）が報告されている。【００１４】
一方、生体血管には内表面に内膜が存在し、血管内皮細胞を有することで血栓形成を阻害することができるが、従来の人工血管は細胞親和性が低く、血管内皮細胞の定着が起こりにくいだけでなく、血管内皮細胞の定着、ならびに内膜が形成するまでに時間を要する。そのため、移植直後の抗血栓性だけでなく、時間の経過とともに細胞親和性を発揮する機能が必要とされてきた。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１５】
【特許文献１】特許第２７１８５７１号明細書
【特許文献２】特開２００３−３２９１４６号公報
【特許文献３】特開平８−８０３４２号公報
【特許文献４】特許第３７９９６２６号明細書
【特許文献５】特公平５−４８１３２号公報
【特許文献６】特公平５−８８６１１号公報
【特許文献７】特公昭６１−４５４６号公報
【特許文献８】特公昭６１−５８１９０号公報
【特許文献９】特公昭６３−５２８９８号公報
【特許文献１０】特公平５−２８１４３号公報
【特許文献１１】特表２００９−５４５３３３号公報
【特許文献１２】特許第４１５２０７５号明細書
【特許文献１３】特許第３４９７６１２号明細書
【特許文献１４】特公昭６０−４１９４７号公報
【特許文献１５】特公昭６０−４７２８７号公報
【特許文献１６】特許第４２７３９６５号明細書
【特許文献１７】特開平１０−１５１１９２号公報
【特許文献１８】特公平８−２４６８６号公報
【特許文献１９】特開平７−２６５３３８号公報
【特許文献２０】特許第４４６１２１７号明細書
【特許文献２１】ＷＯ０８／０３２７５８号公報
【特許文献２２】ＷＯ１２／１７６８６１号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１６】
しかし、特許文献１の布帛スリーブは、筒状構造の円周方向に不連続であるため、長さ方向に存在する不連続部分に小さな隙間や開口が存在するので、流体や粉体を移送する際に漏れが発生したり、ワイヤ、ケーブル、ホース及び電線管のような線状物が突き抜けることがある。また、前記開口部分を塞ぐ目的で長さ方向のスリット部分の両端を一部重ね合わせ、重複部分を作る構造も記載されているが、重複部分の内面に凹凸が形成され、流体や粉体を移送する際の送給圧の不安定化、およびワイヤ、ケーブル、ホース及び電線管のような線状物が引っ掛かることが懸念される。
また、特許文献２の筒状体についても、流体や粉体を移送する際に漏れが発生したりするため、内面を水密処理する必要があった。
また、人工血管に用いる場合も、漏血対策として、特許文献３で開示された方法を布製の人工血管に用いる場合、繊維の表面に付与したヘパリン又はヘパリン誘導体を含むコラーゲンやゼラチン等をコーティングする必要があった。【００１７】
一方で、特許文献５には、人工血管の内表面に血管内皮細胞が速やかに定着し、内膜の形成を促進させるために、特許文献６には、生体外の異物を少なくして生体適合性を高めるために、人工血管をハイポロシティな構造、すなわち透水性の高い織構造にする方法が開示されているが、プレクロッティングが必須であり、その操作によって形成した血栓が繊維径や繊維間隙等の微細構造を消失させるため、細胞親和性が低下してしまう。また、血管外科手術においては、抗凝固薬（例えばヘパリンやアルガトロバン等）を使用することで手術中の血液凝固を防ぐのが一般的であるため、血栓が形成されにくい状態となっている。そのため、プレクロッティングにより十分に繊維間隙を埋めることができない場合がある。さらに、手術後に血液中の線溶系の働きによって、プレクロッティングにより生じた血栓が溶解してしまい、漏血につながる場合がある。【００１８】
特許文献７〜１０には、０．５デニール、すなわち０．５６ｄｔｅｘ以下の繊維を、少なくとも内表面の一部に用いた細胞親和性のある人工血管において、立毛や毛羽及び／又はループ状繊維を付与することにより細胞親和性を高める方法が開示されているが、立毛や毛羽及び／又はループ状繊維を形成させるための追加工程が必要であること、その追加工程により繊維くずが発生し得る問題があった。さらに、経糸及び緯糸の繊維方向の乱れが大きくなるため、血管内皮細胞の定着が起こりにくく、細胞親和性が低下する問題があった。【００１９】
また、特許文献１１〜１３には、表面改質剤とヘパリン又はヘパリン誘導体を共有結合、若しくはイオン結合させて医用材料の表面に付与させる方法が記載されているが、布製人工血管については記載がなく、基材として伸縮性と柔軟性のある筒状織物が使用されていない。【００２０】
また、特許文献１８及び１９には、ヘパリン又はヘパリン誘導体を含む生体内で吸収されるゲルや有機溶媒に溶かした抗血栓性材料を医用材料の表面に物理的に付与させる方法が記載されているが、布製人工血管の細胞増殖等を助長するための繊維径の記載はない。また基材として伸縮性と柔軟性のある筒状織物が使用されていない。【００２１】
同様に、特許文献２０〜２２には、医用材料の表面に抗血小板付着性能と抗トロンビン活性化性能の双方を有する２つの化合物や、抗血小板付着性能と抗トロンビン活性化性能の双方の性能を１分子化した化合物を固定化する方法が記載されているが、基材として伸縮性と柔軟性のある筒状織物が使用されていない。【００２２】
すなわち、漏血量が少なく、抗血栓性と細胞親和性の両立を達成した筒状織物構造体からなる布製の人工血管を与える基材は未だにない。特に、内径が６ｍｍ未満の小口径人工血管の場合には、血流量が少ないため血栓が形成しやすく、また、少量の血栓でも血管の内径に相当する大きさになるため、血流を阻害しやすい。そのため、小口径人工血管は長期的な成績が良好でなく、現状で臨床使用に耐えうるものは無い。【００２３】
そこで本発明は、このような従来技術の有する課題に鑑みてなされたものであって、その目的は、機械強度、伸縮性と柔軟性等の機械的特性、耐キンク性等の物理特性に優れ、流体や粉体を問題なく移送することができるとともに、ワイヤ、ケーブル、ホース及び電線管のような線状物保護用ホース、筒状フィルターや人工血管の基材等の用途に好適に使用可能な多重筒状織物構造体であって、人工血管の基材として使用する場合は、上記特性に加え、漏血量が少なく、抗血栓性と細胞親和性の両立を可能とする布製の人工血管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】
【００２４】
本発明は、上記課題を解決するため鋭意研究を重ねた結果、（１）〜（１７）の発明を見出した。
（１）経糸と緯糸とを交錯させて筒状に製織された筒状織物構造体であって、経糸の少なくとも一部が単糸繊度１．０ｄｔｅｘ以上の弾性繊維であり、緯糸の少なくとも一部が単糸繊度１．０ｄｔｅｘ未満のマイクロファイバーである筒状織物構造体。
（２）経糸のカバーファクターをＣfaとし、緯糸のカバーファクターをＣfbとした場合、Ｃfa＜Ｃfbである（１）に記載の筒状織物構造体。
（３）筒状織物構造体の経方向の筒状織物構造体幅１ｍｍあたり３．３Ｎ荷重時の伸度が４％以上であり、破断伸度が５０％以下である（１）または（２）に記載の筒状織物構造体。
（４）前記単糸繊度１．０ｄｔｅｘ以上の弾性繊維の単糸が熱収縮特性の異なる２種類のポリマーから構成される複合断面繊維である（１）ないし（３）のいずれかに記載の筒状織物構造体。
（５）熱収縮特性の異なる２種類のポリマーが、ポリエチレンテレフタレートおよびポリトリメチレンテレフタレートである（４）に記載の筒状織物構造体。
（６）筒状織物構造体が２以上の層からなるものである（１）ないし（５）のいずれかに記載の筒状織物構造体。
（７）最内層を除く層の緯糸の少なくとも一部が太さ２０μｍ以上のモノフィラメントである（６）に記載の筒状織物構造体。
（８）筒状織物構造体の内表面での透水性が５００ｍＬ（ミリリットル）／ｍｉｎ／１２０ｍｍＨｇ（１６ｋＰａ）／ｃｍ２以下である（１）ないし（７）のいずれかに記載の筒状織物構造体。
（９）（１）ないし（８）のいずれかに記載の筒状織物構造体を基材として用いた人工血管。
（１０）血液と接触する筒状織物の内側に抗血栓性材料が結合することによって形成される抗血栓性材料層の厚さが１〜６００ｎｍである（９）に記載の人工血管。
（１１）上記抗血栓性材料は、硫黄原子を含むアニオン性の抗凝固活性を有する化合物を含む（１０）に記載の人工血管。
（１２）Ｘ線光電子分光法（ＸＰＳ）で測定した内表面の全原子の存在量に対する硫黄原子の存在比率が３．０〜６．０原子数％である（１０）または（１１）に記載の人工血管。
（１３）Ｘ線光電子分光法（ＸＰＳ）で測定した内表面の全原子の存在量に対する窒素原子の存在比率が、６．０〜１２．０原子数％である（１０）ないし（１２）のいずれかに記載の人工血管。
（１４）上記抗血栓性材料は、アルキレンイミン、ビニルアミン、アリルアミン、リジン、プロタミン及びジアリルジメチルアンモニウムクロライドからなる群から選択される化合物を構成モノマーとして含むカチオン性ポリマー、を含み、上記カチオン性ポリマーは筒状織物を構成する経糸及び緯糸と共有結合している（１０）〜（１３）のいずれかに記載の人工血管。
（１５）上記抗血栓性材料は、エチレングリコール、プロピレングリコール、ビニルピロリドン、ビニルアルコール、ビニルカプロラクタム、酢酸ビニル、スチレン、メチルメタクリレート、ヒドロキシエチルメタクリレート及びシロキサンからなる群から選択される化合物を構成モノマーとして含む親水性ポリマーの骨格構造、４−（アミノメチル）ベンゼンカルボキシイミダミド又はベンゼンアミジンの骨格構造及びメトキシベンゼンスルホン酸アミドの骨格構造からなる３種類の骨格構造を含む化合物であり、上記３種類の骨格構造を含む化合物は筒状織物を構成する経糸及び緯糸と共有結合している（１０）に記載の人工血管。
（１６）上記３種類の骨格構造を含む化合物は、以下の一般式（Ｉ）〜（ＩＶ）で示されるいずれかの化合物である、（１５）に記載の人工血管。
【化１】
2016190202.tif 000002
【化２】
2016190202.tif 000003
【化３】
2016190202.tif 000004
【化４】
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［式(I)〜（IV）中、ｍ及びｏは０〜４の整数を表し、ｎは３〜１０００の整数を表し、ｎ’＝３〜１０００の整数を表すが、ｎ≧ｎ’であり、Ｘは、水酸基、チオール基、アミノ基、カルボキシル基、アルデヒド基、イソシアネート基及びチオイソシアネート基からなる群から選択される官能基を表す。］
（１７）上記抗血栓性材料は、アクリル酸、メタクリル酸、α−グルタミン酸、γ−グルタミン酸及びアスパラギン酸からなる群から選択される化合物を構成モノマーとして含むアニオン性ポリマー、又は、シュウ酸、マロン酸、コハク酸、フマル酸、グルタル酸、アジピン酸、ピメリン酸、スベリン酸、アゼライン酸、セバシン酸、リンゴ酸、酒石酸及びクエン酸からなる群から選択されるアニオン性化合物を含む（１０）〜（１６）のいずれかに記載の人工血管。
【発明の効果】
【００２５】
請求項１に記載の本発明によれば、機械強度、伸縮性と柔軟性等の機械的特性、耐キンク性等の物理特性に優れ、流体や粉体を問題なく移送することができるため、線状物保護用ホース、流体移送ホースや筒状フィルター、パッキン、人工血管の基材用途に好適に使用可能な筒状織物構造体である。なお、人工血管の基材用途に使用する場合は、上記特性に加え、漏血量が少なく、抗血栓性と細胞親和性の両立を可能とすることができる。さらに、請求項１０に記載の適切な厚さの抗血栓性材料層を備えることで、至適な抗血栓性を達成可能とすることができる。
【発明を実施するための形態】
【００２６】
本発明の筒状織物構造体は、経糸と緯糸とを交錯させて筒状に製織された織物であって、経糸の少なくとも一部に単糸繊度が１．０ｄｔｅｘ以上の弾性繊維を使用し、緯糸の少なくとも一部に単糸繊度が１．０ｄｔｅｘ未満のマイクロファイバーを使用することを特徴としている。
【００２７】
本明細書において使用する用語は、特に断りがない限り、下記に示す定義を用いる。
【００２８】
ここで、筒状織物とは、経糸と緯糸とを交錯させて筒状にされた織物のことであり、本発明の筒状織物構造体は、経糸の少なくとも一部が単糸繊度１．０ｄｔｅｘ以上の弾性繊維であり、緯糸の少なくとも一部が単糸繊度１．０ｄｔｅｘ未満のマイクロファイバーを使用することを特徴とする。
【００２９】
ここで、単糸繊度とは、ＪＩＳ  Ｌ  １０１３（２０１０）８．３．１  Ａ法にしたがって、所定荷重の０．０４５ｃＮ／ｄｔｅｘで正量繊度を測定した数値を総繊度とし、それを単繊維数で除して算出した数値を指す。
【００３０】
《経糸の少なくとも一部に単糸繊度が１．０ｄｔｅｘ以上の弾性繊維を含むこと》
経糸の少なくとも一部に単糸繊度が１．０ｄｔｅｘ以上の弾性繊維を含むことにより、筒状織物構造体の機械的強度を向上させるだけでなく、伸縮性と柔軟性のある筒状織物となり、耐キンク性等の物理特性も向上させることができる。なお、経糸に単糸繊度が１．０ｄｔｅｘ以上の弾性繊維が含まれないと、筒状織物の機械的強度だけでなく、伸縮性や柔軟性が低下する傾向にある。特に長期的な使用が想定される場合において、使用する繊維の原料ポリマーにより生じ得る加水分解による強度劣化や、クリープ変形による伸縮性や柔軟性の低下があったとしても優れた強度や伸縮性、柔軟性を維持しうる点で、経糸の少なくとも一部に単糸繊度が２．０ｄｔｅｘ以上の弾性繊維を含むことが好ましい。また、柔軟性の点から単糸繊度は５．０ｄｔｅｘ以下であることが好ましく、３．０ｄｔｅｘ以下であることがより好ましい。
【００３１】
また、柔軟性の観点から経糸には複数の単糸からなるマルチフィラメントが好ましく使用できる。マルチフィラメントを構成するフィラメントの本数は特に限定されないが、５本以上が好ましく、更に好ましくは１５本以上である。
【００３２】
なお、弾性繊維の総繊度は５ｄｔｅｘ以上、２００ｄｔｅｘ以下が好ましい。
総繊度が５ｄｔｅｘ以上であると繊維が細過ぎることがなく、十分な強度や伸縮性が得られる。一方、２００ｄｔｅｘ以下であることで繊維が太過ぎず、筒状織物構造体に優れた柔軟性を付与することができる。
【００３３】
本発明で用いる弾性繊維とは、伸縮性（高い伸長率と伸長回復率）を有する繊維であり、特に限定されないが、糸に荷重をかけて２０％伸長させた時（伸長率２０％）の伸長回復率が３０％以上であり、更に好ましくは４０％以上、更に好ましくは５０％以上であり、１０％伸長させた時（伸長率１０％）の伸長回復率が５０％以上であり、更に好ましくは６０％以上、更に好ましくは８０％である。ただし、伸長回復率が高すぎると、変形に対する反発力が高くなり、逆に硬くなってしまう可能性もあるため、伸長回復率の上限としては、２０％伸長時（伸長率２０％）の伸長回復率が９０％以下であることが好ましい。
好ましい具体例としては、スパンデックス繊維、熱収縮特性の異なる２種類のポリマーから構成される複合断面繊維が挙げられる。
【００３４】
スパンデックス繊維としてはポリウレタン系繊維等いわゆるスパンデックス繊維と呼ばれる通常の弾性糸を用いることができる。かかるスパンデックス繊維は芯糸に使用し、鞘糸としてナイロン繊維やポリエステル繊維等の合成繊維を巻き回してカバリングしたカバリング糸として用いることが好ましい。
【００３５】
熱収縮特性の異なる２種類のポリマーから構成される複合断面繊維としては、熱収縮特性の異なる２種類のポリマーを用いることにより、潜在捲縮を付与された複合繊維であることが好ましい。また、かかる複合断面繊維は複数のフィラメントから構成されるマルチフィラメントの形態で用いられることが好ましい。複合の形態としては熱収縮特性の異なる２種類のポリマー成分を繊維長さ方向に沿ってサイドバイサイド型または偏心芯鞘型に複合した複合断面繊維であり、それにより、潜在捲縮を付与された複合断面繊維であることが好ましい。かかる複合断面繊維は仮撚加工や熱処理によりコイル捲縮を発現させることで、高い伸縮性が付与されたマルチフィラメントとすることができる。
【００３６】
本発明で用いる弾性繊維として好ましいのは、熱収縮特性の異なる２種類のポリマーから構成される複合断面繊維であり、なかでも熱収縮特性の異なる２種類のポリマー成分を繊維長さ方向に沿ってサイドバイサイド型または偏心芯鞘型に複合された複合断面繊維のマルチフィラメントであり、さらに好ましくはかかる複合繊維のマルチフィラメントとして仮撚加工や熱処理によりコイル捲縮を発現させることで、高い伸縮性を付与したマルチフィラメントを使用することである。
【００３７】
なお、本発明の筒状織物構造体には、弾性繊維を経糸本数の少なくとも５０％以上使用することが好ましい。更に好ましくは８０％以上であり、最も好ましいのは１００％である。
【００３８】
《緯糸の少なくとも一部に単糸繊度が１．０ｄｔｅｘ未満のマイクロファイバーを含むこと》
緯糸の少なくとも一部に単糸繊度が１．０ｄｔｅｘ未満のマイクロファイバーを含むことにより、筒状織物構造体の柔軟性が向上するだけでなく、単糸が細く、単糸間の空隙を小さくできるので、透水性を低くすることが可能である。ここでマイクロファイバーとは単糸繊度１．０ｄｔｅｘ未満の繊維を指す。かかるマイクロファイバーはマルチフィラメントの形態で用いるのが好ましい。
緯糸に単糸繊度が１．０ｄｔｅｘ以上のマルチフィラメントのみを使用しても、織密度を高くすれば透水性を低くすることができるが、筒状織物構造体が硬くなり、柔軟性や伸縮性が損なわれてしまう。織物構造体が硬くなるとキンクの原因や、内層面での凹凸が発生する原因となり、好ましくない。
【００３９】
なお、本発明においては、マイクロファイバーは１種に限らず、単糸繊度や総繊度が異なる複数種のマイクロファイバーを組み合せることができる。
【００４０】
マイクロファイバーは、いわゆる直接溶融紡糸して得られる、いわゆる直紡タイプのものをそのまま用いてもよいが、割繊型複合断面繊維の単糸を割繊して細繊度化した、いわゆる割繊タイプのものを用いることもできる。
【００４１】
割繊タイプは、化学的または物理的手段により、極細化可能な繊維を用いて筒状織物を形成後に極細化することもできるし、極細化した後に筒状織物を形成することもできるが、後述の点から前者が好ましい。化学的または物理的手段により極細化する方法としては、例えば、米国特許第３５３１３６８号明細書および米国特許第３３５０４８８号明細書に見られるごとく、多成分系繊維の一成分を除去するか、または剥離させる等の手段によりフィブリルまたは極細化する方法がある。これにより、筒状多重織物の形成時には通常の繊維の太さであっても、筒状多重織物形成後に極細化できるため、加工上のトラブル、例えば、製織や製織前の各種糸加工手段を講じる場合の糸切れや毛羽発生を最小限に抑えることができる。
【００４２】
本発明において、筒状織物構造体の緯糸に用いられるマイクロファイバーは、種々の有機繊維を用いることができるが、吸水性や耐劣化性の点から、ポリエステルが好ましい。ポリエステルとして、例えば、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチレンテレフタレート等からなる繊維を挙げることができる。また、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチレンテレフタレート等に酸成分としてイソフタル酸、５−ナトリウムスルホイソフタル酸やアジピン酸等の脂肪族ジカルボン酸を共重合させた共重合ポリエステルからなる繊維であってもよい。マルチフィラメント糸を構成する繊維、ならびに経糸及び緯糸を構成する繊維の組み合わせは同じであっても異なっていてもよく、適宜組み合わせることができる。
【００４３】
《マイクロファイバーによる漏血抑制と細胞親和性》
本発明の筒状織物構造体を、人工血管に使用する場合、緯糸に単糸繊度が１．０ｄｔｅｘ未満のマイクロファイバーを含むため、繊維間空隙は減少し、より漏血性を抑制出来る。また、それに加え、血管内皮細胞が付着するに適した足場の数が極めて多いので、血管内皮細胞と人工血管内層構成繊維との馴染みがよく、血管内皮細胞の人工血管内層への張付き性が良好となるので、生体親和性の高い人工血管を得ることができる。人工血管に用いるマイクロファイバーは、単糸繊度が１．０ｄｔｅｘ未満であり、更に好ましくは、単糸繊度０．５０ｄｔｅｘ以下である。また、単糸繊度が０．００８ｄｔｅｘ以上であれば、細胞の付着性が優れる点で好ましい。また、総繊度は、５ｄｔｅｘ以上、２００ｄｔｅｘ以下が好ましい。
総繊度が５ｄｔｅｘ未満であると繊維が細過ぎて、十分な強度が得られない。一方、２００ｄｔｅｘを超えると繊維が太過ぎて、筒状織物構造体の柔軟性が損なわれるため、耐キンク性が低下する懸念がある。
【００４４】
《プレクロッティング》
織物構造体を人工血管に使用する場合、生体内には、一定程度の高い血圧が存在するため、繊維間隙から血液の漏れが生じることは避けがたい。そこで、血管外科手術に布製の人工血管を使用するに当たっては、植込み直前に人工血管を血液に触れさせて、繊維間隙に血栓を人為的に作らせ、この血栓によって繊維間隙を一時的に目詰まりさせる操作、いわゆるプレクロッティングが行われることが多い。
しかしながら、最近の外科手術では血液の凝固を防ぐ目的でヘパリンを使用することが多いことから、プレクロッティング操作による目詰まりが不完全になることが多く、血液の漏れに起因する手術後の大量出血という危険な状態も生じうる。加えて、手術後に自然現象である線維素溶解現象によってプレクロッティングにより生じたフィブリンが溶け始める状態が発生すると、血液凝固組織は容易に破壊されてしまう。
【００４５】
そこで、ヘパリンを多量に使用する大動脈や心臓の手術に用いる医用布材料では、その布に生体内で分解吸収されるコラーゲンやゼラチン等の物質を塗布することによって、医用布材料の中に血液を滲み込ませないで、血液の漏れを防止する工夫がなされている。これが、いわゆる被覆人工血管や被覆人工パッチであり、すでに製品化されている。ところが、これら被覆人工血管や被覆人工パッチを目詰まりさせるために使用するコラーゲンやゼラチン等の物質の多くが天然由来物質であることから、品質の安定化が極めて困難であり、工業製品としての使用は好ましいとは言えない。
【００４６】
本発明の人工血管が血管内皮細胞定着性に優れている理由を説明するための前提として、マイクロファイバーによる漏血抑制の推定メカニズムについて説明する。
血液凝固は、フィブリンの析出と血小板の凝集とからスタートするが、上記したように、フィブリンの析出はヘパリンや線維素溶解現象の影響を受けるため、これらの影響を受け難い血小板の凝集という経路を活用するために、繊維径に着目した。
【００４７】
血小板は、血管内皮細胞の表面以外の異物に触れると、その表面に付着する性質がある。そして、その異物から受ける刺激の程度が大きい場合には、血小板は自己破裂して周囲に内部の顆粒を放出し、血小板の残骸はその元の部分に付着する。この顆粒が飛び散ると、それが付着した他の血小板は、当該顆粒による刺激によって破裂を起こし、更に連鎖的に顆粒を放出する。そして、それらの残骸を残す。それらの残骸や顆粒が次々と集まって凝集した状態で、血栓を成長させる。血小板の大きさは１〜２μｍ程度であるから、単糸繊度が１．０ｄｔｅｘ未満のマイクロファイバーであれば、血小板が付着しやすく、上記のような機構で成長した血栓が極細のマイクロファイバーに付着する。血小板の凝集が開始されれば、自然にフィブリンの析出も誘発されるので、漏血を効果的に抑制することができるのである。
【００４８】
《カバーファクター》
経糸のカバーファクターをＣfaとし、緯糸のカバーファクターをＣfbとした場合、Ｃfa＜Ｃfbであることが好ましい。カバーファクターは繊維間の繊維の隙間の程度（充填密度）を表し、小さいほど繊維の隙間が広いことを示す。そこで、本発明の筒状織物構造体のカバーファクターは、経糸のカバーファクターＣfa＜緯糸のカバーファクターＣfbであれば、マイクロファイバーの占める面積が大きく、透水性や漏血性を低くコントロールできるので好ましい。
【００４９】
なお、本発明の筒状織物構造体が２層以上の多層構造である場合、筒状織物構造体が流体や粉体の移送管や人工血管、ワイヤや電線の保護材として使用される際、物質と触れる最内層のカバーファクターが上記関係（Ｃfa＜Ｃfb）であることが特に有効であり、最内層以外の織構造が上記関係（Ｃfa＜Ｃfb）でない場合も好ましく使用することができる。
なお、カバーファクターは後述の方法で測定される値である。
【００５０】
なお、経糸のカバーファクターは５００以上２０００以下であることが好ましく、より好ましくは１０００以上２０００以下である。また、緯糸のカバーファクターは、１０００以上２０００以下が好ましく使用できる。なお、カバーファクターの合計（Ｃfa＋Ｃfb）が、筒状織物構造体全体の緻密さを表すことになるが、カバーファクターの合計（Ｃfa＋Ｃfb）の好ましい範囲は１５００以上４０００以下であり、更に好ましくは１８００以上３０００以下である。カバーファクターの合計（Ｃfa＋Ｃfb）を１５００以上とすることで、織物構造の隙間が小さくなり、粉体や液体が漏れる懸念が低くなる。一方、４０００以下とすることで良好な緻密性と柔軟性を高レベルで両立できる。
【００５１】
《経方向の筒状織物構造体幅１ｍｍあたり３．３Ｎ／荷重時の伸度が４％以上であり、破断伸度が５０％以下であること》
本発明においては、ストレッチ性の点から筒状織物構造体の経方向の筒状織物構造体幅１ｍｍあたり３．３Ｎ／荷重時の伸度が、４％以上であることが好ましく、４．５％以上であることがより好ましい。また、上限は、１５％以下であることが好ましく、１０％以下であることがより好ましい。なお、筒状織物構造体の経方向の筒状織物構造体幅１ｍｍあたり３．３Ｎ／荷重時の伸度は後述する方法により測定されるものである。
また、筒状織物構造体の破断伸度が５０％以下であれば、寸法安定性とストレッチ性を両立し、柔軟性に優れるので好ましく、４０％以下であることがより好ましい。また、柔軟性の点から１０％以上であることが好ましく、２０％以上であることがより好ましい。
【００５２】
本発明の筒状織物構造体は、低荷重時の伸度が大きいため、小さな外力によく追従するが、破断伸度は小さいため、寸法安定性に優れている。このような特徴は、特に人工血管の基材として用いる場合に好ましい。通常、自家血管（生体血管）は、血圧の変動に対して伸縮することで、血圧や血流の変動を低減しているため、人工血管にもストレッチ性があることが好ましい。
【００５３】
本発明においては経糸に弾性繊維を用いるので、優れたストレッチ性が得られ、用いる弾性マルチフィラメントの伸長率、伸長回復率、経糸カバーファクター等を適宜調整することで、上記好ましい範囲を達成することができる。なかでも経糸を構成する単糸繊度が１．０ｄｔｅｘ以上の弾性繊維が、熱収縮特性の異なる２種類のポリマーから構成される複合断面繊維である場合に上記優れたストレッチ性を容易に発揮することができる。
【００５４】
《熱収縮特性の異なる２種類のポリマーから構成される複合断面繊維》
熱収縮特性の異なる２種類のポリマーから構成される複合断面繊維におけるポリマーとしては、熱収縮特性の異なる２種類のポリエステルが好ましく挙げられる。組み合わせとしては粘度の異なるポリエステル（例えばポリトリメチレンテレフタレートなど）、ポリトリメチレンテレフタレートとその他のポリマエステル（例えばポリエチレンテレフタレート、ポリブチレンテレフタレートなど）を組み合わせることが好ましい。なかでも一方の成分がポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）を主体とするポリエステルであって、他方の成分がポリトリメチレンテレフタレート（ＰＴＴ）を主体とするポリエステルであることが好ましい。
本発明においては上記２成分が繊維長さ方向に沿ってサイドバイサイド型または偏心芯鞘型に複合された繊維から構成されることが好ましい。このような複合糸を仮撚加工や熱処理することにより、コイル捲縮を発現させることできるため、優れた伸縮性を得ることができるため、好ましい。
【００５５】
また、上記ポリマー構成においてＰＴＴが高粘度、ＰＥＴが低粘度になるようにそれぞれ選択されることが好ましい。粘度が異なる重合体を前記の複合形態にすることによって、紡糸時に高粘度側に応力が集中するため、各成分間で内部歪みが異なる。そのため、延伸仮撚後の弾性回復率差および布帛の熱処理工程での熱収縮率差により高粘度側が大きく収縮し、３次元コイル捲縮の形態をとる。この３次元コイルの径および単位繊維長当たりのコイル数は、高収縮成分と低収縮成分との収縮差（弾性回復率差と熱収縮率差を足し合わせた値）によって決まるといってもよく、収縮差が大きいほどコイル径が小さく、単位繊維長当たりのコイル数が多くなる。
【００５６】
また、本発明の低収縮成分はＰＥＴであることが好ましい。ＰＥＴは高収縮成分であるＰＴＴとの界面接着性が極めて良好であるとともに、溶融紡糸が容易で、６０００ｍ／分を越える高速紡糸においても安定して製糸できるという特徴を持つ。また、ＰＴＴを高速製糸した場合、巻き締まりが生じてパッケージが抜けにくくなったり、糸長手方向での糸斑が悪化して品質が低下するといった問題を内在している。それに対し、複合紡糸の片側成分に特定の比率以上でＰＥＴを配することで巻締まりは解消され、巻き取られたパッケージの経時的な品質劣化もほとんど生じない。
【００５７】
また、ＰＥＴを片側成分に用いることで、延伸仮撚工程での熱セット温度により、高粘度成分のＰＴＴとの収縮率差を容易に制御できる。ＰＴＴは熱収縮率のセット温度依存性が小さいのに対し、ＰＥＴは熱収縮率のセット温度依存性が大きい。そのため、伸縮性を高めたい場合にはＰＴＴとＰＥＴの熱収縮率差を大きくすればよく、延伸仮撚加工でのセット温度を高くすればよい。逆に伸縮性を低くしたい場合にはＰＴＴとＰＥＴとの収縮率差を小さくすればよく、熱セット温度を低くすればよい。
【００５８】
ここで、本発明のＰＴＴとは、テレフタル酸を主たる酸成分とし、１，３−プロパンジオールを主たるグリコール成分として得られるポリエステルである。
【００５９】
また、本発明で用いるＰＥＴとは、テレフタル酸を主たる酸成分とし、エチレングリコールを主たるグリコール成分として得られるポリエステルである。ただし、いずれの成分も、２０モル％、より好ましくは１０モル％以下の割合で他のエステル結合の形成が可能な共重合成分を含むものであってもよい。共重合可能な化合物としては、例えばイソフタル酸、コハク酸、シクロヘキサンジカルボン酸、アジピン酸、ダイマ酸、セバシン酸、５−ナトリウムスルホイソフタル酸などのジカルボン酸類、エチレングリコール、プロピレングリコール、ジエチレングリコール、ジプロピレングリコール、ブタンジオール、ネオペンチルグリコール、シクロヘキサンジメタノール、ポリエチレングリコール、ポリプロピレングリコールなどのジオール類を挙げることができるが、これらに限定されるものではない。
【００６０】
《筒状織物構造体が２以上の層からなること》
本発明においては筒状織物構造体を２以上の層から構成することで、筒状織物構造体の最内層部を外力から保護し、耐久性が向上するため、流体、粉体移送に用いる際の液体や粉体の漏れを防止し、又、ワイヤ、ケーブル、電線管等の線状物を保護する機能を向上させることができるので、好ましい。
また、特に人工血管の基材に用いる場合は、内側が血液と接触する構造とする。また、人工血管の基材に用いる場合、血液と接触する筒状織物の内側を内層筒状織物とし、人工血管の外層を形成する筒状織物の外側を外層筒状織物とし、外層筒状織物と内層筒状織物が重ねられた構造を、多重筒状織物構造とすることが好ましい。さらに、本発明の人工血管を構成する多重筒状織物構造は、内層筒状織物と外層筒状織物以外の筒状織物層を含んでいてもよいが、筒状織物層の数が多すぎると、人工血管の厚みが厚くなるため生体血管の厚みとの乖離が大きくなり、移植手術の際の吻合等の作業性が低下する。このため、筒状織物層の数は２〜４が好ましく、２〜３がより好ましい。
【００６１】
なお、本発明の筒状織物構造体の層の数は特に限定されないが、伸縮性や柔軟性の観点から、内壁層経糸締結、内壁層緯糸締結、複緯糸締結等の手段により一体に製織された二重織織物構造体であることが特に好ましい。二重織にすることで、二枚の織物をラミネートや縫製等の方法で張り合わせる工程が不要になるだけでなく、二層が経糸又は緯糸で一体化されているため、柔軟で機械的強度が高い筒状織物構造体を得ることができる。
なお、２層以上の多重織物構造にする場合の緯糸は、少なくとも一部が単糸繊度１．０ｄｔｅｘ未満のマイクロファイバーであれば特に限定する必要はなく、用途によって、種々の合成樹脂からなる合成繊維を選択して使用でき、形態もマルチフィラメントやモノフィラメントなど、適宜選択することができる。特に人工血管の基材に用いる場合には、内層表面側に単糸繊度１．０ｄｔｅｘ未満のマイクロファイバーが配されていることが好ましい。
【００６２】
織機としては、例えば、ウォータージェットルーム、エアージェットルーム、レピアルームおよびシャットルルームなどが使用可能である。中でも筒状での製織性に優れ、均一な筒状構造を得ることができるシャットルルームを用いるのが好ましい。二重織人工血管の織組織としては、平織、綾織、朱子織物およびこれらの変化織、多重織などの織物を使用できる。基本的な製織法としては公知の手段を採用できる。
【００６３】
《最内層を除く層の緯糸の少なくとも一部に太さ２０μｍ以上のモノフィラメントを使用すること》
本発明の筒状織物構造体は、屈曲されたり、蛇行状に配置されることがある。本発明の筒状織物構造体は、キンク性に優れるため、潰れ、ねじれが発生しにくいが、よりいっそうの耐キンク性（易屈曲性）を備えることが好ましい。そのためには、最内層を除く層の緯糸の少なくとも一部に太さ２０μｍ以上のモノフィラメントを使用することが好ましい。剛性の強い太さ２０μｍ以上のモノフィラメントからなる緯糸は筒状織物構造体に、より優れた耐キンク性を与えるので好ましい。
より好ましい太さとしては１００μｍ以上である。上限としては柔軟性の点から３００μｍ以下とすることが好ましく、更に好ましくは２００μｍ以下とすることがより好ましい。
【００６４】
本発明のモノフィラメントは、種々の有機繊維を用いることができるが、吸水性や耐劣化性の点から、ポリエステルが好ましい。ポリエステルとして、例えば、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチレンテレフタレート等を挙げることができる。また、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチレンテレフタレート等に酸成分としてイソフタル酸、５−ナトリウムスルホイソフタル酸やアジピン酸等の脂肪族ジカルボン酸を共重合させた共重合ポリエステルからなるモノフィラメントであってもよい。また、芯がポリエチレンテレフタレートで、鞘が芯よりも融点が低い共重合ポリエステルからなるモノフィラメントであってもよい。鞘に低融点成分を有するモノフィラメントは、後加工で熱セットし、筒状織物構造体の外周を融着することで、寸法安定性や耐キンク性など機械的強度の安定性を向上させることができるため、好ましく使用することができる。
【００６５】
《筒状織物の内表面での透水性が５００ｍＬ（ミリリットル）／ｍｉｎ／１２０ｍｍＨｇ（１６ｋＰａ）／ｃｍ２以下であること》
透水性が高すぎると、繊維間隙のサイズや量が大きいことにより、流体、粉体移送用ホースに用いる場合、液体や粉体の漏れが多すぎる。また、人工血管に用いる場合は、漏血量が多くなる傾向になる。したがって、透水性は小さい方が好ましい。
本発明においては、内表面での透水性が５００ｍＬ（ミリリットル）／ｍｉｎ／１２０ｍｍＨｇ（１６ｋＰａ）／ｃｍ２以下であることが好ましく、さらには２００ｍＬ／ｍｉｎ／１２０ｍｍＨｇ／ｃｍ２以下であることがより好ましく、更に好ましくは１５０ｍＬ／ｍｉｎ／１２０ｍｍＨｇ／ｃｍ２以下であることがさらにより好ましい。
【００６６】
一方で、一般的な従来の筒状織物を用いた人工血管において、繊維間隙のみで低い透水性を達成することは困難であり、生体内で吸収されるコラーゲンやゼラチン等のゲルを付与する操作が必要であった。特に細径の人工血管にこのような操作を行なうと、細胞増殖等を助長するための繊維径や繊維間隙等の微細構造を消失させるため、細胞親和性が低下したり、生体内で吸収されるゼラチン等のゲルに血小板が付着することでかえって血栓を形成するおそれがあった。特に内径が６ｍｍ以下の細径の人工血管においては、比較的血栓形成を促進してしまう。しかしながら、本発明の筒状織物構造体であれば、好ましい態様において、上記のような低い透水性を達成することができる。
【００６７】
本発明の筒状織物構造体の内表面での透水性の下限は、人工血管の場合、生体親和性の点から５ｍＬ／ｍｉｎ／１２０ｍｍＨｇ（１６ｋＰａ）／ｃｍ２以上であることが好ましく、１０ｍＬ／ｍｉｎ／１２０ｍｍＨｇ／ｃｍ２以上であることがより好ましく、５０ｍＬ／ｍｉｎ／１２０ｍｍＨｇ／ｃｍ２以上であることがさらにより好ましい。
【００６８】
ここで、内表面での透水性とは、筒状織物構造体の両端部のうち、片側を塞いだ状態で、もう一方の片側に２５℃の水道水程度の充分綺麗な水を多重筒状織物構造体の内壁に、１２０ｍｍＨｇ（１６ｋＰａ）の水圧がかかるように、２０分間通過させ、その後に筒状織物構造体の壁面より1分間で漏出する漏水量(ｍＬ)を測定し、この測定に用いた多重筒状織物構造体の表面積（ｃｍ２）で除した値をいう。この透水性を、人工血管の繊維間隙のサイズや量を表す指標として用いることができる。透水性は、内側が血液と接触する筒状織物構造体を構成する経糸及び緯糸の構成比率や単糸直径、充填密度、抗血栓性材料層の厚さ及び親水性等によって調整することができる。
【００６９】
《抗血栓性》
一般に筒状織物を人工血管として使用する場合、移植した際に生体はこれを異物として認識し、特に人工血管の血液との接触面、すなわち内表面では血液凝固反応が進行して血栓が形成されるため、抗血栓処理されていることが好ましい。従来、医用材料の抗血栓性を向上する方法としては、ヘパリン又はヘパリン誘導体を材料の表面に付与する手法が用いられてきた。しかしながら、人工血管を構成するポリエステル繊維等の布製の医用材料、延伸多孔質ポリテトラフルオロエチレン（以下、「ｅＰＴＦＥ」）製の医用材料には、ヘパリン又はヘパリン誘導体を直接付与することができない。そのため、医用材料の表面を改質させた後、共有結合でヘパリン又はヘパリン誘導体を材料の表面に付与させる方法（特許文献１１〜１３）や、イオン結合でヘパリン又はヘパリン誘導体を材料の表面に付与させる方法（特許文献１４〜１７）が報告されている。
【００７０】
布製の人工血管に抗血栓性を付与する方法としては、漏血を防ぐために用いられる生体内で吸収されるコラーゲンやゼラチン等のゲルにヘパリン又はヘパリン誘導体を含ませて材料の表面に付与させる方法（特許文献１８）や、有機溶媒に溶かしたセグメント化ポリウレタンに含浸させて材料の表面に付与させる方法（特許文献１９）が報告されている。
【００７１】
また、ヘパリン又はヘパリン誘導体以外の抗血栓性を有する化合物を用いて医用材料の抗血栓性を向上する方法としては、血液凝固反応に関与する複数の血液凝固因子（例えば、一次止血の段階に関与する血小板）や、血栓形成の段階に関与するトロンビン等を阻害する化合物を、医用材料の表面に付与させる方法（特許文献２０〜２２）が報告されている。
【００７２】
本発明の筒状織物構造体は、これらの処理を施すことにより、血栓の付着を防止し、長期間生体内に埋設することができるため、人工血管として好ましく使用することができる。中でも以下の抗血栓性材料を付与することが好ましい。
【００７３】
《抗血栓性材料》
抗血栓性とは、血液と接触する表面で血液が凝固しない性質であり、例えば、血小板の凝集や、トロンビンに代表される血液凝固因子の活性化などで進行する血液凝固を阻害する性質を指す。ここで、細胞親和性とは、生体血管の内表面に存在し血栓形成を阻害することができる血管内皮細胞が定着し、内膜が形成しやすい性質を指す。
【００７４】
ここで、抗血栓性材料とは、抗血栓性を有する材料のことである。本発明において抗血栓性材料としては、具体的には、硫黄原子を含むアニオン性の抗凝固活性を有する化合物及びカチオン性ポリマーを含む抗血栓性材料Ａ、並びに、親水性ポリマーの骨格構造、４−（アミノメチル）ベンゼンカルボキシイミダミド若しくはベンゼンアミジンの骨格構造及びメトキシベンゼンスルホン酸アミドの骨格構造の３種類の骨格構造を含む抗血栓性材料Ｂ、が好ましく用いられる。
【００７５】
本発明の人工血管においては、血液と接触する筒状織物構造体の内側に抗血栓性材料を結合し、抗血栓性材料層を形成することが好ましい。この抗血栓性材料層の厚さの範囲は、厚すぎると血液と接触する人工血管の内表面において、内側が血液と接触する本発明の筒状織物構造体を構成する経糸及び緯糸からなる微細構造を破壊してしまうことにより、血管内皮細胞の定着が起こりにくくなる傾向にある。一方で、抗血栓性材料層の厚さの範囲が薄すぎると抗血栓性材料の結合量が少ないため、移植直後に至適な抗血栓性を得にくくなる可能性がある。すなわち、血液と接触する筒状織物構造体の内側に抗血栓性材料が結合することで形成される抗血栓性材料層は適度な厚さを有することが好ましい。具体的には厚さの範囲は１〜６００ｎｍであることが好ましく、５〜５００ｎｍであることがより好ましく、１５〜４００ｎｍであることがさらにより好ましい。
【００７６】
ここで、抗血栓性材料層の厚さとは、例えば後述する走査型透過電子顕微鏡（以下、「ＳＴＥＭ」）を用いて求めることができる。すなわち、抗血栓性材料層の厚さとは、ＳＴＥＭで測定した内表面を始点として、内層側から外層側に向けて垂直方向に原子分布を観察した際の、抗血栓性材料に由来する原子が観測された地点の始点から終点までの距離のことであり、少なくとも無作為に選択した３点において測定した厚さの値から得られる平均値である。
【００７７】
本発明の筒状織物構造体を人工血管に用いる場合、内側が血液と接触する筒状織物構造体の外層側、すなわち深さ方向にも、抗血栓性材料が存在していることが好ましい。ここで、ＳＴＥＭで測定した内表面とは、ＳＴＥＭで測定する前の試料調整時に包埋する例えばアクリル系樹脂と、血液と接触する筒状織物で、内側が血液と接触する筒状織物構造体を外層側に向けて垂直方向に原子分布を観察した際の部分を指す。具体的には、ＳＴＥＭで測定した内表面ではなく、内側が血液と接触する筒状織物構造体を構成する経糸及び緯糸において抗血栓性材料に由来する原子が観測された存在地点を始点とし、始点から抗血栓性材料層に由来する原子が観測された地点の終点までの距離が１５ｎｍ以上であること、構造体の内表面から深さ方向１５ｎｍ以上に存在していることがより好ましい。抗血栓性材料に由来する原子が観測された地点の始点から終点までの距離が１５ｎｍ未満の場合は、抗血栓性材料の結合量が少なく、移植直後に必要な目的の抗血栓性を満たさない。一方で、抗血栓性材料に由来する原子が観測された地点の始点から終点までの距離が２００ｎｍを超えても構わないが、内側が血液と接触する筒状織物構造体の外層、すなわち、抗血栓性材料に由来する原子の存在が、内側が血液と接触する筒状織物側、すなわち深さ方向に抗血栓性材料を存在させるためには、人工血管を構成する繊維を酸若しくはアルカリ及び酸化剤により適度に加水分解及び酸化処理を施すために、劣化が起こり、人工血管の例えば引張り強度等の力学特性が低下してしまうおそれがある。このため本発明は、抗血栓性材料に由来する原子が観測される地点の終点が深さ方向１５〜２００ｎｍの範囲に存在するよう、抗血栓材料を、内側が血液と接触する筒状織物構造体を構成する経糸及び緯糸と結合させることが好ましい。
【００７８】
上記のように、本願発明者らが鋭意検討した結果、人工血管の血液と接触する内表面において、内側が血液と接触する本発明の筒状織物構造体を構成する経糸及び緯糸からなる微細構造を保持しつつ、内側が血液と接触する筒状織物構造体を構成する経糸及び緯糸に抗血栓性材料を結合させて、適切な厚さを持つ抗血栓性材料層を形成することで、血管内皮細胞の定着及び内膜形成をよりいっそう促進することができる。さらに、微細構造を維持しつつ、十分な抗血栓性材料の結合量を達成することができるため、移植直後に優れた抗血栓性が得られ、抗血栓性と細胞親和性を高度に両立できることを見出した。
【００７９】
具体的に、抗血栓性材料層の厚さ、及び、内側が血液と接触する筒状織物構造体を構成する経糸及び緯糸において抗血栓性材料に由来する原子が観測された存在地点を始点として内側が血液と接触する筒状織物構造体を外層側に向けて垂直方向に原子分布を観察した際の、始点から抗血栓性材料に由来する原子が観測された地点の終点までの距離、については、ＳＴＥＭとＸ線光電子分光法（以下、「ＸＰＳ」）等の組み合わせによって確認することができる。ＳＴＥＭにはエネルギー分散型Ｘ線分光分析器（以下、「ＥＤＸ」）及び電子エネルギー損失分光分析器（以下、「ＥＥＬＳ」）等の検出器があり、ＳＴＥＭの測定条件を以下に示す。
［測定条件］
装置              ：電界放出型透過電子顕微鏡ＪＥＭ−２１００Ｆ（ＪＥＯＬ社製）
ＥＥＬＳ検出器    ：ＧＩＦ  Ｔｒｉｄｉｅｍ（ＧＡＴＡＮ社製）
ＥＤＸ検出器      ：ＪＥＤ−２３００Ｔ（ＪＥＯＬ社製）
画像取得          ：Ｄｉｇｉｔａｌ  Ｍｉｃｒｏｇｒａｐｈ（ＧＡＴＡＮ社製）
試料調整          ：超薄切片法（銅製マイクログリッドに懸架し、包埋樹脂はアクリル系樹脂を使用。）
加速電圧          ：２００ｋＶ
ビーム径          ：直径０．７ｎｍ
エネルギー分解能  ：約１．０ｅＶＦＷＨＭ
【００８０】
ここで、原子の存在はＳＴＥＭ測定から得られたスペクトルにおいて、バックグラウンドを引いて各原子に由来するピーク強度が認められるかどうかで判断する。
【００８１】
前記抗血栓性材料Ａは、硫黄原子を含むアニオン性の抗凝固活性を有する化合物であることが好ましい。加えて、カチオン性ポリマーを含んでいることが好ましく、具体的には、アルキレンイミン、ビニルアミン、アリルアミン、リジン、プロタミン及びジアリルジメチルアンモニウムクロライドからなる群から選択される化合物を構成モノマーＡとして含むカチオン性ポリマー、を含んでいることがより好ましい。
【００８２】
これらの構成モノマーＡは、カチオン性の窒素原子を有しているため、ポリマーはカチオン性となり、一方、抗凝固活性を有する硫黄原子を含んだ化合物はアニオン性であるため、両者はイオン結合することができる。硫黄原子を含むアニオン性の抗凝固活性を有する化合物は、ヘパリン又はヘパリン誘導体、デキストラン硫酸、ポリビニルスルホン酸及びポリスチレンスルホン酸等が挙げられ、ヘパリン又はヘパリン誘導体がより好ましい。また、ヘパリン又はヘパリン誘導体は、精製されていてもよいし、されていなくてもよく、血液凝固反応を阻害できるものであれば特に限定されず、臨床で一般的に広く使われているヘパリン、未分画ヘパリンや低分子量ヘパリンのほか、アンチトロンビンＩＩＩに高親和性のヘパリンなども含まれる。ヘパリンの具体例としては、“ヘパリンナトリウム”（Ｏｒｇａｎｏｎ  ＡＰＩ社製）等が挙げられる。
【００８３】
カチオン性ポリマーは、カチオン性を有しているために溶血毒性等を発現する可能性があるため、血液中に溶出することは好ましくない。そのため、カチオン性ポリマーは、内側が血液と接触する筒状織物構造体を構成する経糸及び緯糸と結合していることが好ましく、共有結合していることがより好ましい。
【００８４】
カチオン性ポリマーは、単独重合体であってもよく、共重合体であってもよい。カチオン性ポリマーが共重合体である場合には、ランダム共重合体、ブロック共重合体、グラフト共重合体又は交互共重合体のいずれであってもよいが、窒素原子を含んだ繰り返し単位が連続するブロックの場合、そのブロックの部分と硫黄原子を含むアニオン性の抗凝固活性を有する化合物とが相互作用して強固にイオン結合するため、ブロック共重合体がより好ましい。
【００８５】
ここで、単独重合体とは、１種類の構成モノマーを重合して得られる高分子化合物をいい、共重合体とは、２種類以上のモノマーを共重合して得られる高分子化合物をいう。中でもブロック共重合体とは、繰り返し単位の異なる、少なくとも２種類以上のポリマーが共有結合でつながり、長い連鎖になったような分子構造の共重合体をいい、ブロックとは、ブロック共重合体を構成する繰り返し単位の異なる少なくとも２種類以上のポリマーのそれぞれを指す。
【００８６】
本発明において、カチオン性ポリマーの構造は直鎖状でもよいし、分岐状でもよい。本発明においては、硫黄原子を含むアニオン性の抗凝固活性を有する化合物と多点でより安定なイオン結合を形成することができるため、分岐状の方がより好ましい。
【００８７】
本発明において、カチオン性ポリマーは、第１級から第３級のアミノ基及び第４級アンモニウム基のうち少なくとも１つの官能基を有しているが、その中でも、第４級アンモニウム基は、第１級から第３級のアミノ基よりも硫黄原子を含むアニオン性の抗凝固活性を有する化合物とのイオン相互作用が強固であり、硫黄原子を含むアニオン性の抗凝固活性を有する化合物の溶出速度が制御しやすいため、好ましい。
【００８８】
本発明において、第４級アンモニウム基を構成する３つのアルキル基の炭素数は特に限定されるものではないが、多すぎると疎水性が高く、また立体障害が大きくなるため、第４級アンモニウム基に効果的に硫黄原子を含むアニオン性の抗凝固活性を有する化合物がイオン結合できなくなる。また、多すぎると溶血毒性も生じやすくなることから、第４級アンモニウム基を構成する窒素原子に結合しているアルキル基１つあたりの炭素数は１〜１２が好ましく、さらには、２〜６が好ましい。第４級アンモニウム基を構成する窒素原子に結合している３つのアルキル基は全て同じ炭素数であってもよいし、異なっていてもよい。
【００８９】
本発明において、硫黄原子を含むアニオン性の抗凝固活性を有する化合物とイオン相互作用に基づく吸着量が多いことから、カチオン性ポリマーとしてポリアルキレンイミンを用いることが好ましい。ポリアルキレンイミンとしては、ポリエチレンイミン（以下、「ＰＥＩ」）、ポリプロピレンイミン及びポリブチレンイミン、さらにはアルコキシル化されたポリアルキレンイミン等が挙げられ、なかでもＰＥＩがより好ましい。
【００９０】
ＰＥＩの具体例としては、“ＬＵＰＡＳＯＬ”（登録商標）（ＢＡＳＦ社製）や“ＥＰＯＭＩＮ”（登録商標）（株式会社日本触媒社製）等が挙げられるが、本発明の効果を妨げない範囲で他のモノマーとの共重合体であってもよく変性体であってもよい。ここで、変性体とは、カチオン性ポリマーを構成するモノマーＡの繰り返し単位は同じであるが、例えば、後述する放射線の照射により、その一部がラジカル分解や再結合等を起こしているものを指す。
【００９１】
本発明のカチオン性ポリマーにおいて、アルキレンイミン、ビニルアミン、アリルアミン、リジン、プロタミン及びジアリルジメチルアンモニウムクロライド以外に用いられる、共重合体を形成する構成モノマーは、特に限定されるものではないが、例えば、エチレングリコール、プロピレングリコール、ビニルピロリドン、ビニルアルコール、ビニルカプロラクタム、酢酸ビニル、スチレン、メチルメタクリレート、ヒドロキシエチルメタクリレート及びシロキサン等の構成モノマーＢが例示できる。構成モノマーＢの重量が多すぎると、カチオン性ポリマーが、硫黄原子を含むアニオン性の抗凝固活性を有する化合物、とのイオン結合が弱くなる傾向にあるため、カチオン性ポリマーの全重量に対する構成モノマーＢの重量は、１０重量％以下であることが好ましい。
【００９２】
本発明において、カチオン性ポリマーの重量平均分子量が小さすぎると、硫黄原子を含むアニオン性の抗凝固活性を有する化合物よりも分子量が小さくなる傾向にあるため、安定したイオン結合が形成されず、目的の抗血栓性が得られにくくなる。一方で、カチオン性ポリマーの重量平均分子量が大きすぎると、硫黄原子を含むアニオン性の抗凝固活性を有する化合物がカチオン性ポリマーによって内包されてしまい、抗血栓性材料が埋没しやすくなってしまう。このため、カチオン性ポリマーの重量平均分子量は、６００〜２００００００が好ましく、１０００〜１５０００００がより好ましく、１００００〜１００００００がさらにより好ましい。カチオン性ポリマーの重量平均分子量は、例えば、ゲル・パーミエーション・クロマトグラフィー法や、光散乱法等により測定することができる。
【００９３】
本発明において、内側が血液と接触する筒状織物構造体を構成する経糸及び単糸繊度が１．０ｄｔｅｘ未満のマイクロファイバーを含んだ緯糸からなる微細構造を保持しつつ、硫黄原子を含むアニオン性の抗凝固活性を有する化合物の存在により、抗血栓性と細胞親和性の高度な両立を達成するために、本願発明者らが鋭意検討した結果、ＸＰＳで測定した内表面の全原子の存在量に対する硫黄原子の存在比率に好ましい値が存在することを見出した。原子の存在比率は、「原子数％」で表され、原子数％とは、全原子の存在量を１００とした時の、特定原子の存在比率を原子数換算で示したものである。
【００９４】
すなわち、本発明において、ＸＰＳで測定した内表面の全原子の存在量に対する硫黄原子の存在比率は、３．０〜６．０原子数％が好ましく、３．２〜５．５原子数％がより好ましく、３．５〜５．０原子数％がさらにより好ましい。全原子の存在量に対する硫黄原子の存在比率が３．０原子数％未満の場合、硫黄原子を含むアニオン性の抗凝固活性を有する化合物の結合量が少なくなるため、人工血管の移植直後に優れた抗血栓性は得られにくい。一方、全原子の存在量に対する硫黄原子の存在比率が６．０原子数％を超える場合は、硫黄原子を含むアニオン性の抗凝固活性を有する化合物の結合量が十分量存在し、目的の抗血栓性は得られるものの、イオン結合させるための、内側が血液と接触する筒状織物構造体を構成する経糸及び緯糸と共有結合するカチオン性ポリマーの量を多く必要とする。また、硫黄原子を含むアニオン性の抗凝固活性を有する化合物が溶出するにつれて露出したカチオン性ポリマーが、溶血毒性等を発現する可能性があるため、好ましくない。
【００９５】
さらに、全原子の存在量に対する硫黄原子の存在比率が６．０原子数％以下であれば、硫黄原子を含むアニオン性の抗凝固活性を有する化合物の結合量が適切な量となるため、血管内皮細胞の定着が促される。
【００９６】
具体的に、内表面の全原子の存在量に対する硫黄原子の存在比率は、ＸＰＳによって求めることができる。
［測定条件］
装置            ：ＥＳＣＡＬＡＢ２２０ｉＸＬ（ＶＧ  Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ社製）
励起Ｘ線        ：ｍｏｎｏｃｈｒｏｍａｔｉｃＡｌＫα１，２線（１４８６．６ｅＶ）
Ｘ線径          ：１ｍｍ
Ｘ電子脱出角度  ：９０°（人工血管の表面に対する検出器の傾き）
【００９７】
ここで、Ｘ線光電子分光法（ＸＰＳ）で測定した内表面とは、人工血管を切り開いて、露出させた人工血管内層の表面のことである。さらに、ＸＰＳの測定条件におけるＸ電子脱出角度、すなわち、抗血栓性材料と筒状織物が結合した人工血管の内表面に対する検出器の傾きを９０°として測定した場合に検出される、測定表面から深さ１０ｎｍまでのことを指す。また、本発明において、筒状織物構造体の繊維中には、抗血栓材料に由来しない硫黄原子を含んでいてもよく、硫黄原子を含んでいなくてもよい。
【００９８】
人工血管の内表面にＸ線を照射し、生じる光電子のエネルギーを測定することで得られる物質中の束縛電子の結合エネルギー値から、ＸＰＳで測定した内表面の原子情報が得られ、また各結合エネルギー値のピークのエネルギーシフトから価数や結合状態に関する情報が得られる。さらに、各ピークの面積比を用いて定量、すなわち各原子や価数、結合状態の存在比率を算出することができる。
【００９９】
具体的には、硫黄原子の存在を示すＳ２ｐピークは結合エネルギー値が１６１ｅＶ〜１７０ｅＶ付近に見られ、本発明においては、全ピークに対するＳ２ｐピークの面積比が３．０〜６．０原子数％であることが好ましいことを見出した。全原子の存在量に対する硫黄原子の存在比率は、小数点第２位を四捨五入して、算出することとする。
【０１００】
また、同様にして、ＸＰＳで測定した内表面の全原子の存在量に対する窒素原子の存在比率にも好ましい値が存在することを見出した。すなわち、ＸＰＳで測定した内表面の全原子の存在量に対する窒素原子の存在比率は、６．０〜１２．０原子数％が好ましく、７．０〜１２．０原子数％がより好ましく、７．５〜１１．０原子数％がより好ましく、８．０〜１０．０原子数％がさらにより好ましい。全原子の存在量に対する窒素原子の存在比率が６．０原子数％未満の場合、内側が血液と接触する筒状織物構造体と結合するカチオン性ポリマーの量が少なくなるため、内側が血液と接触する筒状織物構造体を構成する経糸及び単糸繊度が１ｄｔｅｘ未満のマイクロファイバーを含んだ緯糸からなる微細構造は保持されるものの、カチオン性ポリマーとイオン結合する硫黄原子を含むアニオン性の抗凝固活性を有する化合物の結合量が少なくなるため、人工血管の移植直後に至適な抗血栓性は得られにくくなる。一方、全原子の存在量に対する窒素原子の存在比率が１２．０原子数％を超える場合は、内側が血液と接触する筒状織物構造体と結合するカチオン性ポリマーの量が多くなるため、カチオン性ポリマーとイオン結合する硫黄原子を含むアニオン性の抗凝固活性を有する化合物の結合量が十分量存在するが、硫黄原子を含むアニオン性の抗凝固活性を有する化合物が溶出するにつれて多量のカチオン性ポリマーが露出するため、溶血毒性を示すことが分かった。
【０１０１】
さらに、全原子の存在量に対する窒素原子の存在比率が１２．０原子数％以下であれば、硫黄原子を含むアニオン性の抗凝固活性を有する化合物の結合量が適切な量となるため、血管内皮細胞の定着が促される。抗血栓性と細胞親和性を両立するためには、全原子の存在量に対する窒素原子の存在比率は、６．０〜１２．０原子数％が好ましく、６．０〜９．５原子数％がより好ましく、８．０〜９．５原子数％がさらにより好ましい。
【０１０２】
具体的には、窒素原子の存在を示すＮ１ｓピークは結合エネルギー値が３９６ｅＶ〜４０３ｅＶ付近に見られ、本発明においては、全ピークに対するＮ１ｓピークの面積比が７．０〜１２．０原子数％であることが好ましいことを見出した。さらに、Ｎ１ｓピークは、主に炭素−窒素（以下、「Ｃ−Ｎ」）結合に帰属されるｎ１成分（３９９ｅＶ付近）と、アンモニウム塩又はＣ−Ｎ（ｎ１とは異なる構造）又は窒素酸化物（以下、「ＮＯ」）に帰属されるｎ２成分（４０１〜４０２ｅＶ付近）にピーク分割することができる。各分割ピーク成分の存在比率は、以下の式２によって算出される。全原子の存在量に対する窒素原子の存在比率及び各分割ピーク成分の存在比率は、小数点第２位を四捨五入して、算出することとする。
【０１０３】
分割ｒａｔｉｏ    ＝  Ｎ１ｓｒａｔｉｏ  ×  （分割ｐｅｒｃｅｎｔ  ／１００）
・・・式２
分割ｒａｔｉｏ    ：  各分割ピーク成分の存在比率（％）
Ｎ１ｓｒａｔｉｏ  ：  全原子の存在量に対する窒素原子の存在比率（％）
分割ｐｅｒｃｅｎｔ  ：  Ｎ１ｓピークにおける各分割ピーク成分の存在比率（％）
【０１０４】
Ｎ１ｓピークの分割によって得られるＮＯに帰属するｎ２成分は、本発明においては第４級アンモニウム基の存在を示すものであり、Ｎ１ｓピークの全成分に対するｎ２成分の存在比率、すなわち、分割ｐｅｒｃｅｎｔ（ｎ２）は、２０〜７０原子数％が好ましく、２５〜６５原子数％がより好ましく、３０〜６０原子数％がさらに好ましいことを見出した。分割ｐｅｒｃｅｎｔ（ｎ２）が２０原子数％未満の場合、第４級アンモニウム基の存在量が少ないため、硫黄原子を含むアニオン性の抗凝固活性を有する化合物とのイオン相互作用が弱く、溶出速度が早くなり人工血管の移植直後に至適な抗血栓性が得られにくくなる。一方、分割ｐｅｒｃｅｎｔ（ｎ２）が７０原子数％を超える場合は、硫黄原子を含むアニオン性の抗凝固活性を有する化合物とのイオン相互作用が強固になる傾向にあり、イオン複合体の形成による自由度の低下によって、抗凝固活性を高く長く発現できないだけでなく、溶出速度が遅くなりやすい。また、ｎ２成分の存在比率、すなわち、分割ｒａｔｉｏ（ｎ２）は、式２によって算出されるため、上記理由により、１．４〜８．４原子数％が好ましく、１．８〜７．２原子数％がより好ましく、２．４〜６．０原子数％がさらにより好ましい。
【０１０５】
また、炭素原子の存在を示すＣ１ｓピークは結合エネルギー値が２８２〜２９２ｅＶ付近に見られ、Ｃ１ｓピークは、主に飽和炭化水素等の存在を示唆する炭素−水素（以下、「ＣＨｘ」）結合や、炭素−炭素（以下、「Ｃ−Ｃ」）結合、炭素＝炭素（以下、「Ｃ＝Ｃ」）結合に帰属されるｃ１成分（２８５ｅＶ付近）と、エーテルや水酸基の存在を示唆する炭素−酸素（以下、「Ｃ−Ｏ」）結合や、炭素−窒素（以下、「Ｃ−Ｎ」）結合に帰属されるｃ２成分（２８６ｅＶ付近）と、カルボニル基の存在を示唆する炭素＝酸素（以下、「Ｃ＝Ｏ」）結合に帰属されるｃ３成分（２８７〜２８８ｅＶ付近）と、エステル基やカルボキシル基の存在を示唆する酸素＝炭素−酸素（以下、「Ｏ＝Ｃ−Ｏ」）結合に帰属されるｃ４成分（２８８〜２８９ｅＶ付近）と、ベンゼン環等の共役系の存在を示唆するπ−π＊サテライトピーク（以下、「π−π」）結合に帰属されるｃ５成分（２９０〜２９２ｅＶ付近）にピーク分割することができる。各分割ピーク成分の存在比率は、以下の式３によって算出される。全原子の存在量に対する炭素原子の存在比率及び各分割ピーク成分の存在比率は、小数点第２位を四捨五入して、算出することとする。
【０１０６】
分割ｒａｔｉｏ    ＝  Ｃ１ｓｒａｔｉｏ  ×  （分割ｐｅｒｃｅｎｔ  ／１００）
・・・式３
分割ｒａｔｉｏ    ：  各分割ピーク成分の存在比率（％）
Ｃ１ｓｒａｔｉｏ  ：  全原子の存在量に対する炭素原子の存在比率（％）
分割ｐｅｒｃｅｎｔ  ：  Ｃ１ｓピークにおける各分割ピーク成分の存在比率（％）
【０１０７】
Ｃ１ｓピークの分割によって得られるＣ＝Ｏ結合に帰属されるｃ３成分は、本発明においてはアミド基の存在を示すものであり、本発明においてＣ１ｓピークの全成分に対するｃ３成分の存在比率、すなわち、本発明において、アミド基の存在比率は、２．０原子数％以上が好ましく、３．０原子数％以上がより好ましいことを見出した。アミド基の存在比率が２．０原子数％未満の場合、カチオン性ポリマーと内側が血液と接触する筒状織物構造体との間で、アミド結合による共有結合が少なくなるため、カチオン性ポリマーの結合量が少なくなるとともに、カチオン性ポリマーと、硫黄原子を含むアニオン性の抗凝固活性を有する化合物とのイオン結合状態が悪くなるため、至適な抗血栓性が得られにくくなる。
【０１０８】
一方で、本発明の抗血栓性材料Ｂは、親水性ポリマーの骨格構造、４−（アミノメチル）ベンゼンカルボキシイミダミド若しくはベンゼンアミジンの骨格構造及びメトキシベンゼンスルホン酸アミドの骨格構造の３種類の骨格構造を含んでいることが好ましい。親水性ポリマーとしては、具体的には、エチレングリコール、プロピレングリコール、ビニルピロリドン、ビニルアルコール、ビニルカプロラクタム、酢酸ビニル、スチレン、メチルメタクリレート、ヒドロキシエチルメタクリレート及びシロキサンからなる群から選択される化合物を構成モノマーＢとして含んでいることがより好ましい。
【０１０９】
上記３種類の骨格構造は、それぞれが別個の化合物に含まれていてもよく、少なくとも２つの骨格構造が共有結合又はイオン結合により結合した化合物であってもよい。また、親水性ポリマーの骨格構造、４−（アミノメチル）ベンゼンカルボキシイミダミド若しくはベンゼンアミジンの骨格構造及びメトキシベンゼンスルホン酸アミドの骨格構造の全ての構造を含んだ化合物を抗血栓性材料Ｂとして用いることが、本発明の人工血管において、抗血栓性と細胞親和性を両立させるためにより好ましい。
【０１１０】
また、上記３種類の骨格構造のうちいずれかが、例えば、水酸基、チオール基、アミノ基、カルボキシル基、アルデヒド基、イソシアネート基及びチオイソシアネート基からなる群から選択される官能基を有していることが好ましく、アミノ基又はカルボキシル基を有していることがより好ましく、アミノ基を有していることがさらにより好ましい。また、上記官能基は親水性ポリマーの骨格構造に含まれていることが好ましく、親水性ポリマーの骨格構造の末端に存在していることがより好ましい。水酸基、チオール基、アミノ基、カルボキシル基、アルデヒド基、イソシアネート基及びチオイソシアネート基からなる群から選択される官能基を用いて、内側が血液と接触する筒状織物構造体を構成する経糸及び緯糸と３種類の骨格構造の間で、ジスルフィド結合、アミド結合、エステル結合、ウレタン結合及び縮合反応による結合等の共有結合をすることができる。
【０１１１】
上記のように内側が血液と接触する筒状織物構造体を構成する経糸及び緯糸と共有結合させるため、反応性を有する官能基を抗血栓性材料に持たせることにより、放射線照射等の方法を用いることなく共有結合させることができる。特許文献１５や１６のように、放射線照射等により共有結合させる場合、４−（アミノメチル）ベンゼンカルボキシイミダミド若しくはベンゼンアミジンの骨格構造及びメトキシベンゼンスルホン酸アミドの骨格構造は放射線による高エネルギーの吸収で、非常に反応性に富んだラジカルが発生し、化合物の不特定部位とラジカルが反応することで骨格構造が変化し、主に抗トロンビン活性化性能が低下してしまう。
【０１１２】
本発明で好ましく用いられる抗血栓性材料Ｂにおいて、抗血栓性と細胞親和性を高度に両立させるなかで、特に抗血栓性における抗血小板付着性能をより高めるために、本願発明者らが鋭意検討した結果、親水性ポリマーの骨格構造が重要であることを見出した。
【０１１３】
親水性ポリマーの骨格構造とは、親水性の官能基を有し、水への溶解性を有するポリマーの骨格構造を指し、親水性ポリマーは、本発明の効果を妨げない範囲で他のモノマーとの共重合体であってもよく変性体であってもよい。
【０１１４】
親水性ポリマーの骨格構造は、上記の構成モノマーＢを用いていれば、単独重合体であってもよく、共重合体であってもよい。親水性ポリマーが共重合体である場合には、ランダム共重合体、ブロック共重合体、グラフト共重合体又は交互共重合体のいずれであってもよい。また、親水性ポリマーの骨格構造は直鎖状でもよいし、分岐状でもよい。
【０１１５】
また、本発明で好ましく用いられる抗血栓性材料Ｂにおいて、抗血栓性と細胞親和性を両立させるなかで、特に抗血栓性における抗トロンビン活性化性能をより高めるために、本願発明者らが鋭意検討した結果、４−（アミノメチル）ベンゼンカルボキシイミダミド若しくはベンゼンアミジンの骨格構造及びメトキシベンゼンスルホン酸アミドの骨格構造が重要であることを見出した。
【０１１６】
４−（アミノメチル）ベンゼンカルボキシイミダミドの骨格構造とは、以下の一般式（Ｖ）に示される骨格構造であり、ベンゼンアミジンの骨格構造とは、以下の一般式（ＶＩ）に示される骨格構造であり、メトキシベンゼンスルホン酸アミドの骨格構造とは、以下の一般式（ＶＩＩ）に示される骨格構造である。
【化５】
2016190202.tif 000006
[式中、Ｒ１は他の骨格構造と連結する部分である。]
【化６】
2016190202.tif 000007
[式中、Ｒ２は他の骨格構造と連結する部分である。]
【化７】
2016190202.tif 000008
[式中、Ｒ３、Ｒ４は他の骨格構造と連結する部分である。]
【０１１７】
さらに、親水性ポリマーの骨格構造、４−（アミノメチル）ベンゼンカルボキシイミダミド若しくはベンゼンアミジンの骨格構造及びメトキシベンゼンスルホン酸アミドの骨格構造の３種類全ての構造を含んだ化合物として、特に下記の一般式（Ｉ）〜（ＩＶ）で示されるいずれかの化合物であることが好ましい。このうち、Ｘはアミノ基又はカルボキシル基であることが好ましく、Ｘはアミノ基であることがさらにより好ましい。
【化８】
2016190202.tif 000009
【化９】
2016190202.tif 000010
【化１０】
2016190202.tif 000011
【化１１】
2016190202.tif 000012
［式(I)〜(IV)中、ｍ及びｏは０〜４の整数を表し、ｎは３〜１０００の整数を表し、ｎ’＝３〜１０００の整数を表すが、ｎ≧ｎ’であり、Ｘは、水酸基、チオール基、アミノ基、カルボキシル基、アルデヒド基、イソシアネート基及びチオイソシアネート基からなる群から選択される官能基を表す。］
【０１１８】
本発明においては、上記式中のＸは３種類いずれの骨格構造に含まれていてもよいが、内側が血液と接触する筒状織物構造体と近接する側に抗血小板付着性能を有する、親水性ポリマーの骨格構造が存在し、血液と接触する側に抗トロンビン活性化性能を有する４−（アミノメチル）ベンゼンカルボキシイミダミド若しくはベンゼンアミジンの骨格構造及びメトキシベンゼンスルホン酸アミドの骨格構造が存在する方が、より後者の骨格構造がトロンビンを捕捉する性能が高くなり、高く長い抗血栓性を発現できることを見出した。すなわち、内側が血液と接触する筒状織物構造体を構成する経糸及び緯糸と共有結合させる反応性官能基（上記式中のＸ）は、親水性ポリマーの骨格構造に含まれていることが好ましく、親水性ポリマーの骨格構造の末端に存在していることがより好ましい。反応性官能基である式中のＸを用いて、内側が血液と接触する筒状織物構造を構成する経糸及び緯糸と、抗血栓性材料中の化合物は、ジスルフィド結合、アミド結合、エステル結合、ウレタン結合及び縮合反応による結合等の共有結合をすることができる。
【０１１９】
本発明において、結合とは共有結合、水素結合、イオン結合および配位結合等の化学結合をいう。共有結合とは、原子同士で互いの電子を共有することによって生じる化学結合をいう。共有結合の種類は、限定されるものではないが、例えば、アミン結合、アジド結合、アミド結合、イミン結合等が挙げられる。その中でも、特に共有結合の形成しやすさや結合後の安定性等の観点からアミド結合がより好ましい。共有結合の確認は、抗血栓性材料を溶解する溶剤により人工血管を洗浄しても溶出しないことから判定することができる。
【０１２０】
本発明において、より長期間持続的に高い抗血栓性を発現するためには、抗血栓性材料Ｂがベタイン化合物を含み、上記内側が血液と接触する筒状織物構造体を構成する経糸及び緯糸若しくは上記抗血栓性材料Ｂと共有結合していることがより好ましいことを見出した。
【０１２１】
また、ベタイン化合物とは、正電荷と負電荷を同一分子内の隣り合わない位置に持ち、正電荷をもつ原子には解離しうる水素原子が結合しておらず、分子全体としては電荷を持たない化合物およびその塩のことを指し、本発明においては、ベタイン化合物を一部に含む化合物であれば特に限定されるものではないが、カルボキシベタイン、スルホベタイン及びホスホベタインが好ましく、特に、以下の一般式（ＶＩＩＩ）又は（ＩＸ）に示されるカルボキシベタイン又はスルホベタインであることがより好ましい。また、一般式（ＶＩＩＩ）又は（ＩＸ）の式中のＸはアミノ基又はカルボキシル基であることが好ましく、Ｘはアミノ基であることがより好ましい。
【化１２】
2016190202.tif 000013
【化１３】
2016190202.tif 000014
［式(VIII)および(IX)中、ｎは１〜４のいずれかを表し、ｍは２〜４の整数を表し、ｎ’は２〜４の整数を表し、ｍ’は２〜４の整数を表し、Ｘは、水酸基、チオール基、アミノ基、カルボキシル基、アルデヒド基、イソシアネート基及びチオイソシアネート基からなる群から選択される官能基を表す。］
【０１２２】
本発明において好ましく用いられる抗血栓性材料Ｂを結合した人工血管の場合、飛行時間型２次イオン質量分析法（以下、「ＴＯＦ−ＳＩＭＳ」）で測定した最内表面における親水性ポリマーの骨格構造、４−（アミノメチル）ベンゼンカルボキシイミダミド若しくはベンゼンアミジンの骨格構造及びメトキシベンゼンスルホン酸アミドの骨格構造、の存在は、ＴＯＦ−ＳＩＭＳによって求めることができる。
［測定条件］
装置                      ：ＴＯＦ．ＳＩＭＳ５（ＩＯＮ−ＴＯＦ社製）
１次イオン種              ：Ｂｉ３＋＋
２次イオン極性            ：正および負
質量範囲（ｍ／ｚ）        ：０〜１５００
ラスターサイズ            ：３００μｍ四方
ピクセル数（１辺）        ：２５６ピクセル
後段加速                  ：１０ｋＶ
測定真空度（試料導入前）  ：４×１０−７Ｍｐａ
１次イオン加速電圧        ：２５ｋＶ
パルス幅                  ：１０．５ｎｓ
バンチング                ：あり（高質量分解能測定）
帯電中和                  ：あり
【０１２３】
ここで、「ＴＯＦ−ＳＩＭＳ」の測定は、人工血管を切り開いて、露出させた人工血管内層を測定する。さらに「ＴＯＦ−ＳＩＭＳで測定した最内表面」とは、ＴＯＦ−ＳＩＭＳの測定条件における測定表面からの深さ１〜３ｎｍまでのことを指す。
【０１２４】
超高真空中においた最内表面にパルス化された１次イオンが照射され、ＴＯＦ−ＳＩＭＳで測定した最内表面から放出された２次イオンが一定の運動エネルギーを得て飛行時間型の質量分析計へ導かれる。２次イオンの質量に応じて質量スペクトルが得られるため、ＴＯＦ−ＳＩＭＳで測定した最内表面に存在する有機物や無機物の同定、そのピーク強度から存在量に関する情報が得られる。
【０１２５】
具体的に、ＴＯＦ−ＳＩＭＳで測定した最内表面におけるエチレングリコール又はプロピレングリコールの骨格構造は、ＴＯＦ−ＳＩＭＳにより観測される正２次イオンの４５Ｃ２Ｈ５Ｏ＋ピーク、５９Ｃ３Ｈ７Ｏ＋ピーク、７３Ｃ３Ｈ５Ｏ２＋ピーク、８７Ｃ４Ｈ７Ｏ２＋ピークからなる群から選択される少なくとも一種のピークで確認される。
【０１２６】
また、ＴＯＦ−ＳＩＭＳで測定した最内表面における４−（アミノメチル）ベンゼンカルボキシイミダミドの骨格構造は、ＴＯＦ−ＳＩＭＳにより観測される正２次イオンの１０６Ｃ７Ｈ８Ｎ＋ピーク、１１７Ｃ７Ｈ５Ｎ２＋ピーク、１３４Ｃ８Ｈ１０Ｎ２＋ピーク、１４８Ｃ８Ｈ１０Ｎ３＋ピーク、負２次イオンの１１９Ｃ７Ｈ７Ｎ２−ピークからなる群から選択される少なくとも一種のピークで確認され、ベンゼンアミジンの骨格構造は、ＴＯＦ−ＳＩＭＳにより観測される負２次イオンの１１９Ｃ７Ｈ７Ｎ２−ピークで確認され、メトキシベンゼンスルホン酸アミドの骨格構造は、正２次イオンの１１７Ｃ７Ｈ７ＳＯ３＋ピーク、負２次イオンの６４ＳＯ２−ピーク、１７１Ｃ７Ｈ７ＳＯ３−ピーク、１８６Ｃ７Ｈ８ＳＮＯ３−ピーク、２１２Ｃ９Ｈ１０ＳＮＯ３−ピークからなる群から選択される少なくとも一種のピークで確認される。
【０１２７】
さらに、ＴＯＦ−ＳＩＭＳで測定した最内表面におけるベタイン化合物の存在は、ＴＯＦ−ＳＩＭＳにより観測される負２次イオンの９４ＣＨ２ＳＯ３−ピーク、１５０Ｃ４Ｈ８ＮＳＯ３−ピーク、１６６Ｃ５Ｈ１２ＮＳＯ３−ピークからなる群から選択される少なくとも一種類のピークで確認される。
【０１２８】
例えば、後述するカチオン性ポリマーがＰＥＩの場合には、最内表面におけるＰＥＩの存在は、ＴＯＦ−ＳＩＭＳにより観測される正２次イオンの１８ＮＨ４＋ピーク、２８ＣＨ２Ｎ＋ピーク、４３ＣＨ３Ｎ２＋ピーク、７０Ｃ４Ｈ８Ｎ＋ピーク、負２次イオンの２６ＣＮ−ピーク、４２ＣＮＯ−ピークからなる群から選択される少なくとも一種のピークで確認される。
【０１２９】
例えば、後述するアニオン性ポリマーがポリアクリル酸（以下、「ＰＡＡ」）の場合には、最内表面におけるＰＡＡの存在は、ＴＯＦ−ＳＩＭＳにより観測される負２次イオンの７１Ｃ３Ｈ３Ｏ２−ピークで確認される。
【０１３０】
例えば、人工血管を構成する筒状織物構造体の緯糸に用いられるマイクロファイバーポリエチレンテレフタレートの場合には、ポリエチレンテレフタレートの存在は、ＴＯＦ−ＳＩＭＳにより観測される正２次イオンの７６Ｃ６Ｈ４＋ピーク、１０４Ｃ７Ｈ４ＮＯ＋ピーク、１０５Ｃ７Ｈ５Ｏ＋ピーク、１４９Ｃ８Ｈ５Ｏ３＋ピーク、負２次イオンの７６Ｃ６Ｎ４−ピーク、１２０Ｃ７Ｈ４Ｏ２−ピーク、１２１Ｃ７Ｈ５Ｏ２−ピーク、１４７Ｃ９Ｈ７Ｏ２−ピーク、１６５Ｃ８Ｈ５Ｏ４−ピークからなる群から選択される少なくとも一種のピークで確認される。
【０１３１】
本発明においては、アニオン性ポリマーがＰＡＡの場合、最内表面におけるＰＡＡに対する、４−（アミノメチル）ベンゼンカルボキシイミダミド又はベンゼンアミジンの骨格構造及びメトキシベンゼンスルホン酸アミドの骨格構造の存在比率には好ましい範囲が存在する。ＰＡＡの存在をＴＯＦ−ＳＩＭＳにより観測される負２次イオンの７１Ｃ３Ｈ３Ｏ２−ピーク、４−（アミノメチル）ベンゼンカルボキシイミダミド又はベンゼンアミジンの骨格構造の存在をＴＯＦ−ＳＩＭＳにより観測される負２次イオンの１１９Ｃ７Ｈ７Ｎ２−ピークとしたときに、ピーク比率である、１１９Ｃ７Ｈ７Ｎ２−ピーク／７１Ｃ３Ｈ３Ｏ２−ピークは、０．０５以上であることが好ましい。また、ＰＡＡの存在をＴＯＦ−ＳＩＭＳにより観測される負２次イオンの７１Ｃ３Ｈ３Ｏ２−ピーク、メトキシベンゼンスルホン酸アミドの骨格構造の存在をＴＯＦ−ＳＩＭＳにより観測される負２次イオンの６４ＳＯ２−ピーク、１７１Ｃ７Ｈ７ＳＯ３−ピーク、１８６Ｃ７Ｈ８ＳＮＯ３−ピークとしたときに、ピーク比率である、６４ＳＯ２−ピーク／７１Ｃ３Ｈ３Ｏ２−ピークは、０．６以上、１７１Ｃ７Ｈ７ＳＯ３−ピーク／７１Ｃ３Ｈ３Ｏ２−ピークは、１．１以上、１８６Ｃ７Ｈ８ＳＮＯ３−ピーク／７１Ｃ３Ｈ３Ｏ２−ピークは、０．５以上であることが好ましい。
【０１３２】
さらに、本発明において、抗血栓性材料Ｂを人工血管に用いる場合、化合物の溶出を抑えたまま、抗血栓性と細胞親和性を両立させるために、本願発明者らが鋭意検討した結果、ＸＰＳで測定した内表面の炭素原子の存在を示すＣ１ｓピークに対するカルボニル基の存在を示唆するＣ＝Ｏ結合に帰属されるｃ３成分の分割ピーク成分の存在比率に好ましい値が存在することを見出した。
【０１３３】
すなわち、ＸＰＳで測定した内表面のＣ１ｓピークの全成分に対するｃ３成分の分割ピーク成分の存在比率は、１．０原子数％以上が好ましく、２．０原子数％以上がより好ましく、３．０原子数％以上がさらにより好ましいことを見出した。ＸＰＳで測定した内表面のＣ１ｓピークの全成分に対するｃ３成分の分割ピーク成分の存在比率が１．０原子数％以上になる場合、内側が血液と接触する筒状織物構造体と結合する抗血栓性材料Ｂの結合量が十分量存在しているため、特許文献１５や１６のように、放射線照射で抗血栓性材料を共有結合させる場合と比較して高く長い抗血栓性を発現することができる。ＸＰＳで測定した内表面のＣ１ｓピークの全成分に対するｃ３成分の分割ピーク成分の存在比率が１．０原子数％未満の場合、内側が血液と接触する筒状織物構造体を構成する経糸及び緯糸と抗血栓性材料Ｂとの間で、カルボニル基由来のアミド結合による共有結合が少なく、抗血栓性材料Ｂの結合量が少なくなるため、目的の抗血栓性は得られにくくなる。
【０１３４】
また、抗血栓性材料Ｂを人工血管に用いる場合、ＸＰＳで測定した内表面の窒素原子の存在を示すＮ１ｓピークについて、全原子の存在量に対する窒素原子の存在比率は１．０〜１２．０原子数％であることが好ましく、２．０〜１１．０原子数％であることがより好ましく、３．０〜１０．０原子数％であることがさらにより好ましいことを見出した。
【０１３５】
本発明において、抗血栓性材料Ｂ中の親水性ポリマーの骨格構造の数平均分子量が小さすぎると、抗血小板付着性能が低下するため、人工血管の移植直後に至適な抗血栓性が得られにくくなる。一方で、親水性ポリマーの骨格構造の数平均分子量が大きすぎると、抗血小板付着性能は向上するものの、抗トロンビン活性化性能を発現する部位が内包されてしまい、至適な抗血栓性が得られにくくなる。このため、親水性ポリマーの骨格構造の数平均分子量は、１５００〜２００００が好ましく、２０００〜１００００がより好ましい。
【０１３６】
また、本発明においては、エチレングリコール、プロピレングリコール、ビニルピロリドン、ビニルアルコール、ビニルカプロラクタム、酢酸ビニル、スチレン、メチルメタクリレート、ヒドロキシエチルメタクリレート及びシロキサンからなる群から選択される化合物を構成モノマーとして含む親水性ポリマーの骨格構造、４−（アミノメチル）ベンゼンカルボキシイミダミド若しくはベンゼンアミジンの骨格構造及びメトキシベンゼンスルホン酸アミドの骨格構造の３種類の骨格構造を含む抗血栓性材料Ｂは、加えて、上記カチオン性ポリマーを含んでいてもよい。
【０１３７】
さらに、本発明の抗血栓性材料、すなわち抗血栓性材料Ａ、並びに、抗血栓性材料Ｂは、加えて、アクリル酸、メタクリル酸、α−グルタミン酸、γ−グルタミン酸及びアスパラギン酸からなる群から選択される化合物を構成モノマーとして含むアニオン性ポリマー、又は、シュウ酸、マロン酸、コハク酸、フマル酸、グルタル酸、アジピン酸、ピメリン酸、スベリン酸、アゼライン酸、セバシン酸、リンゴ酸、酒石酸、ドデカン二酸等のジカルボン酸及びクエン酸からなる群から選択されるアニオン性化合物と、を含んでいることが好ましい。
【０１３８】
アニオン性ポリマーは、特に限定されるものではないが、アニオン性官能基の重量比率が高い方が、内側が血液と接触する筒状織物構造体を構成する経糸及び緯糸、又は他の抗血栓性材料との結合量が多くなるため、ＰＡＡや、ポリメタクリル酸、ポリα−グルタミン酸、ポリγ−グルタミン酸、ポリアスパラギン酸を用いることが好ましく、ＰＡＡがより好ましい。
【０１３９】
ＰＡＡの具体例としては、“ポリアクリル酸”（和光純薬工業株式会社製）等が挙げられるが、本発明の効果を妨げない範囲で他のモノマーとの共重合体であってもよく変性体であってもよい。
【０１４０】
アニオン性ポリマーは、特に限定されるものではないが、アニオン性を有するモノマー以外のモノマーと共重合体を形成していてもよく、例えば、エチレングリコール、プロピレングリコール、ビニルピロリドン、ビニルアルコール、ビニルカプロラクタム、酢酸ビニル、スチレン、メチルメタクリレート、ヒドロキシエチルメタクリレート及びシロキサン等の構成モノマーＢが例示できる。アニオン性ポリマーと共重合体を形成するアニオン性を有するモノマー以外の構成モノマーＢは、多すぎると内側が血液と接触する筒状織物構造体又は他の抗血栓性材料との結合量が少なくなるため、１０重量％以下であることが好ましい。
【０１４１】
アニオン性ポリマーは、安全性等の観点から、血液中に溶出することは好ましくない。そのため、アニオン性ポリマーは、内側が血液と接触する筒状織物構造体を構成する経糸及び緯糸と結合していることが好ましく、共有結合していることがより好ましい。
【０１４２】
カチオン性ポリマーは、単独重合体であってもよく、共重合体であってもよい。アニオン性ポリマーが共重合体である場合には、ランダム共重合体、ブロック共重合体、グラフト共重合体又は交互共重合体のいずれであってもよい。
【０１４３】
本発明のアニオン性ポリマーにおいて、アクリル酸、メタクリル酸、α−グルタミン酸、γ−グルタミン酸及びアスパラギン酸以外に用いられる、共重合体を形成する構成モノマーは、特に限定されるものではないが、例えば、エチレングリコール、プロピレングリコール、ビニルピロリドン、ビニルアルコール、ビニルカプロラクタム、酢酸ビニル、スチレン、メチルメタクリレート、ヒドロキシエチルメタクリレート及びシロキサン等の構成モノマーＢが例示できる。構成モノマーＢの重量が多すぎると、内側が血液と接触する筒状織物構造体を構成する経糸及び緯糸、又は他の抗血栓性材料と結合するための反応点が少なくなってしまうため、アニオン性ポリマーの全重量に対する構成モノマーＢの重量は、１０重量％以下であることが好ましい。
【０１４４】
アニオン性化合物は、特に限定されるものではないが、アニオン性官能基の重量比率が高い方が、内側が血液と接触する筒状織物構造体又は他の抗血栓性材料との結合量が多くなるため、シュウ酸、マロン酸、コハク酸、フマル酸、グルタル酸、アジピン酸、ピメリン酸、スベリン酸、アゼライン酸、セバシン酸、リンゴ酸、酒石酸及びクエン酸を用いることが好ましく、コハク酸がより好ましい。
【０１４５】
また、アニオン性ポリマーの重量平均分子量が小さすぎると、内側が血液と接触する筒状織物構造体又は他の抗血栓性材料との結合量が少なくなるため、高く長い抗血栓性が得られにくくなる。一方で、アニオン性ポリマーの重量平均分子量が大きすぎると、抗血栓性材料が内包されてしまう。このため、アニオン性ポリマーの重量平均分子量は、６００〜２００００００が好ましく、１００００〜１００００００がより好ましい。
【０１４６】
本発明の筒状織物構造体は人工血管の基材として好ましく使用することができ、それから得られる人工血管は漏血量が少なく、抗血栓性と細胞親和性の両立を達成することができることが特徴である。そのため、全般的な人工血管に適用することが可能であるが、長期的な成績が良好でなく、現状で臨床使用に耐えうるものが無い、小さい内径の人工血管に特に最適である。すなわち、人工血管の内径は１〜１０ｍｍであることが好ましく、１〜６ｍｍであることがより好ましい。
【実施例】
【０１４７】
次に、実施例に基づき本発明を具体的に説明する。ただし、本発明はこれらの実施例のみに限定されるものではない。本発明の技術的範囲を逸脱しない範囲において、様々な変形や修正が可能である。なお、本実施例で用いる各種特性の測定方法は、以下のとおりである。【０１４８】
[測定方法]
（１）総繊度・単糸繊度
ＪＩＳ  Ｌ  １０１３ (２０１０) ８．３．１  Ａ 法に従って、所定荷重０．０４５[ｃＮ／ｄｔｅｘ]で正量繊度を測定して総繊度とし、それを単繊維数で除することで単糸繊度を算出した。
（２）伸長率、伸長回復率
糸一本をつかみ間隔２０ｃｍで、０．１ｇ／デシテックスの荷重（初荷重）をかけながら、引張試験機に取り付け、引張速度２０ｃｍ／ｍｉｎで所定の伸度（ａ）まで引張り（すなわちａ％伸長した）、１分間その状態を保持した後、初期のつかみ間隔（２０ｃｍ）になるまでつかみ間隔を戻す。このときの、荷重が０Ｎになったときの、糸の伸度（ｂ）を引張試験時のＳ−Ｓ曲線から求め、下記の式で求めた。測定は３回行い、平均値を求めた。
伸長率（％）＝ａ    （ａ＝１０％、２０％でそれぞれ測定を行った）
ａ％伸長時の伸長回復率（％）＝（a−ｂ）÷ａ×１００【０１４９】
（３）カバーファクター
カバーファクター（ＣＦ）は経糸或いは緯糸に用いる糸の総繊度と基布密度から計算される値であり、経糸総繊度をＤw (ｄｔｅｘ)、緯糸総繊度をＤf (ｄｔｅｘ)、経糸の基布密度をＮw (本/２．５４cm)、緯糸の基布密度をＮｆ（本／２．５４cm）としたとき、次式で表される。
経方向のカバーファクターＣＦａ＝Ｄｗ１／２×Ｎｗ
緯方向のカバーファクターＣＦｂ＝Ｄｆ１／２×Ｎｆ
なお、基布密度は、作製した筒状織物構造体を円筒の長さ方向に切開して、その内壁表面をキ一エンス製マイクロスコープＶＨＸ‐２０００にて５０倍に拡大した写真をもとに、計測した。【０１５０】
（４）耐キンク性
ＩＳ０７１９８のガイダンスに則り、耐キンク性はキンク半径を測定した。筒状織物構造体をループさせていき、外観上明らかに折れ曲がりが生じた半径を半径既知の円筒状治具を用いて測定した。織成管状体自体の特性を評価するため、内圧維持は行わなかった。
（５）筒状織物構造体の幅
筒状織物構造体の長さ方向に垂直に金属製定規を押し当て、筒状織物断面を押し潰して、織物幅を測定する。測定は、筒状織物構造体の無作為に選択した場所３箇所を各１回行い、平均値を求めた。【０１５１】
（６）引張試験
〔破断強度、破断伸度、筒状織物構造体幅１ｍｍあたり３．３Ｎ荷重時の伸度〕
ＪＩＳ  Ｌ１０９６  Ａ法  カットストリップ法に準じて測定した。
作製した筒状織物構造体を、つかみ間隔１０ｃｍで、引張試験機に取り付け、引張速度２０ｃｍ／ｍｉｎで測定し、引張試験時のＳ−Ｓ曲線から、筒状織物構造体幅１ｍｍあたり３．３Ｎ荷重時の伸度と、試験片が破断したときの荷重と伸度を求めた。【０１５２】
（７）透水性
筒状織物構造体の両端部のうち、片側を塞いだ状態で、もう一方の片側に２５℃の水道水程度の充分綺麗な水を多重筒状織物構造体の内壁に、１２０ｍｍＨｇ（１６ｋＰａ）の水圧がかかるように、２０分間通過させ、その後に筒状織物構造体の壁面より1分間で漏出する漏水量を測定し、この測定に用いた多重筒状織物構造体の表面積（ｃｍ２）で除した値とする。測定は３回行い、平均値を求めた。【０１５３】
（８）漏血性
筒状織物構造体の両端部のうち、片側を塞いだ状態で、もう一方の片側に２５℃の牛血液を含むチューブ類を設置し、筒状織物構造体の内側にかかる圧力が１２０ｍｍＨｇ（１６ｋＰａ）となるような条件下で人工血管全体が十分含浸するまで２０分間内側から外側に向けて牛血液を通した後、５〜２０分間の通液量（ｍＬ）を採取した。その通液量（ｍＬ）を人工血管の内表面積（ｃｍ２）および単位時間（ｍｉｎ）で除した値を、１２０ｍｍＨｇ（１６ｋＰａ）における漏血量とした。測定は３回行い、平均値を求めた。【０１５４】
（９）ＳＴＥＭによる抗血栓性材料層の厚み分析
ＳＴＥＭによって、抗血栓性材料層の厚みを評価した。人工血管の断面試料を超薄切片法で作製してから、下記条件でＳＴＥＭ−ＥＤＸ法を用いて抗血栓性材料由来の硫黄原子が観測される厚み、ＳＴＥＭ−ＥＥＬＳ法を用いて抗血栓性材料由来の窒素原子が観測される厚みを分析した。ここでいう平均の厚みは、無作為に抽出した少なくとも３点の平均の値を指す。
［測定条件］
装置              ：電界放出型透過電子顕微鏡ＪＥＭ−２１００Ｆ（ＪＥＯＬ社製）
ＥＥＬＳ検出器    ：ＧＩＦ  Ｔｒｉｄｉｅｍ（ＧＡＴＡＮ社製）
ＥＤＸ検出器      ：ＪＥＤ−２３００Ｔ（ＪＥＯＬ社製）
画像取得          ：Ｄｉｇｉｔａｌ  Ｍｉｃｒｏｇｒａｐｈ（ＧＡＴＡＮ社製）
試料調整          ：超薄切片法（銅製マイクログリッドに懸架し、包埋樹脂はアクリル系樹脂を使用。）
加速電圧          ：２００ｋＶ
ビーム径          ：直径０．７ｎｍ
エネルギー分解能  ：約１．０ｅＶＦＷＨＭ【０１５５】
（１０）イヌ頚動脈への人工血管移植試験による抗血栓性評価
Ｐ．Ｃ．Ｂｅｇｏｖａｃらの文献（Ｅｕｒ  Ｖａｓｃ  Ｅｎｄｏｖａｓｃ  Ｓｕｒｇ  ２５,  ４３２−４３７  ２００３）等を参考にして、イヌ頚動脈に人工血管を移植した。定期的に、移植した人工血管及び両側の生体血管の超音波エコーや血管造影を実施し、血栓の有無や閉塞の有無を確認した。移植２８日後に完全閉塞が見られなければ、抗血栓性が高いとして「○」、完全閉塞していれば、抗血栓性が不足しているとして「×」と判定した。【０１５６】
（１１）イヌ頚動脈への人工血管移植試験による細胞親和性評価
評価２と同様にして、イヌ頚動脈に人工血管を移植した。移植２８日後に人工血管を摘出し、Ｈ．Ｅ．染色した標本を作成した。得られた標本を顕微鏡で観察し、人工血管と生体血管の縫合部から血管内皮細胞が移入して定着した部分までの長さを測定した。血管内皮細胞が移入した長さが５．０ｍｍ以上であれば、細胞親和性がより高いとして「◎」、移入した長さが２．０ｍｍ以上、５．０ｍｍ未満であれば、細胞親和性が高いとして「○」、
移入した長さが２．０ｍｍ未満であれば細胞親和性が不足しているとして「×」と判定した。【０１５７】
［実施例１］
筒状織物の内層および外層の経糸として単糸繊度が約２．３３ｄｔｅｘ、総織度５６ｄｔｅｘ、フィラメント数２４本のＰＥＴとＰＰＴを用いたサイドバイサイド型の断面形状を有する複合断面繊維の仮撚加工糸（ＰＥＴ／ＰＰＴバイメタル−ＤＴＹ糸、２０％伸長時の伸長回復率４５％、１０％伸長時の伸長回復率６０％）であるマルチフィラメント(弾性繊維)を使用し、筒状織物の内層の緯糸として、単糸繊度が約０．３１ｄｔｅｘ、総織度４４ｄｔｅｘ、フィラメント数１４４本のＰＥＴマイクロファイバー仮撚糸を使用し、外層の緯糸として、総織度１８０ｄｔｅｘのＰＥＴモノフィラメント（太さ１３０μｍ（単糸側面をキーエンス製マイクロスコープＶＨＸ−２０００にて４００倍に拡大した写真をもとに測定））を使用した。【０１５８】
以上の繊維を用いて、シャットルルームにより経緯完全２重平織組織にて筒状織物を緯糸打ち込み本数２０２本／ｃｍで織り、内径が３ｍｍのチューブを形成した。この筒状織物を８０℃で精練、次いで沸騰水で５分間処理し、乾熱１２０℃で乾燥した後、棒状治具をチューブ内に挿入して、１７０℃にて筒状に熱セットし、筒状織物構造体を得た。この筒状織物構造体の耐キンク性、引張特性、カバーファクター、透水性、漏血性を評価した。その結果を表１、表２、表３に示す。引張特性は柔軟なストレッチ性を有しながら、形態保持性に優れた特性を有し、人工血管に求められる耐キンク性、透水性、耐漏血性をも備えていた。【０１５９】
［実施例２］
筒状織物構造体の内層の緯糸として、単糸繊度が約０．０８ｄｔｅｘ、総織度５２．８ｄｔｅｘ、フィラメント数６３０本のＰＥＴマイクロファイバーを準備し、これを製織時に使用し、緯糸打ち込み本数を１８６本／ｃｍにした以外は、実施例１記載のものと同様の筒状織物を作製した。【０１６０】
得られた筒状織物について、この筒状織物の耐キンク性、引張特性、カバーファクター、透水性、漏血性を評価した。その結果を表１、表２、表３に示す。引張特性は柔軟なストレッチ性を有しながら、形態保持性に優れた特性を有し、人工血管に求められる耐キンク性、透水性、耐漏血性をも備えていた。【０１６１】
［実施例３］
実施例１における製織時の緯糸打ち込み本数は２０２本／ｃｍであるが、この実施例３における製織時の緯糸打ち込み本数を１５８本／ｃｍとした以外は、実施例１記載のものと同様の筒状織物を作製した。【０１６２】
得られた筒状織物について、この筒状織物の耐キンク性、引張特性、カバーファクター、透水性、漏血性を評価した。その結果を表１、表２、表３に示す。筒状織物構造体幅１ｍあたり３．３Ｎ荷重時の伸度は実施例１、２よりも高く、柔軟なストレッチ性を有しており、人工血管に求められる耐キンク性、透水性、耐漏血性をも備えていた。【０１６３】
［実施例４］
実施例２における製織時の緯糸打ち込み本数は１８６本／ｃｍであるが、この実施例４における製織時の緯糸打ち込み本数を１２５本／ｃｍとした以外は、実施例２記載のものと同様の筒状織物を作製した。【０１６４】
得られた筒状織物について、この筒状織物の耐キンク性、引張特性、カバーファクター、透水性、漏血性を評価した。その結果を表１、表２、表３に示す。引張特性は、実施例３と同等の柔軟なストレッチ性を有しており、人工血管に求められる耐キンク性、透水性、耐漏血性をも備えていた。【０１６５】
［実施例５］
実施例１の筒状織物構造体を５．０重量％過マンガン酸カリウム（和光純薬工業株式会社製）、０．６ｍｏｌ／Ｌ硫酸（和光純薬工業株式会社製）の水溶液に浸漬し、６０℃で３時間反応させて筒状織物構造体を加水分解及び酸化した。【０１６６】
次いで、０．５重量％ＤＭＴ−ＭＭ（４（−４，６−ジメトキシ−１，３，５−トリアジン−２−イル）−４−メチルモルフォリニウムクロリドｎ水和物、和光純薬工業株式会社製）、５．０重量％ＰＥＩ（ＬＵＰＡＳＯＬ（登録商標）  Ｐ；ＢＡＳＦ社製）の水溶液に浸漬し、３０℃で２時間反応させて筒状織物構造体にＰＥＩを縮合反応により共有結合させた。【０１６７】
さらに、臭化エチル（和光純薬工業株式会社製）の１重量％メタノール水溶液に浸漬し、３５℃で１時間反応させた後、５０℃に加温して４時間反応させ、筒状織物構造体に共有結合されたＰＥＩを第４級アンモニウム化した。【０１６８】
最後に、０．７５重量％ヘパリンナトリウム（Ｏｒｇａｎｏｎ  ＡＰＩ社製）、０．１ｍｏｌ／Ｌ塩化ナトリウムの水溶液（ｐＨ＝４）に浸漬し、７０℃で６時間反応させて、第４級アンモニウム化したＰＥＩとのイオン結合により抗血栓性材料層を形成した人工血管（試料１）を得た。【０１６９】
得られた人工血管（試料１）について、イヌ頚動脈への人工血管移植試験による抗血栓性評価及び細胞親和性評価を実施した。結果を表４に示す。表４に示すとおり、抗血栓性評価では移植２８日後に完全閉塞が見られず、「○」であり、細胞親和性評価では血管内皮細胞の移入が５．０ｍｍ以上となり、「◎」であった。【０１７０】
［実施例６］
実施例１の筒状織物構造体を用いて、実施例５と同様の操作を行い、加水分解及び酸化し、ＰＥＩを縮合反応により共有結合させた後、０．５重量％ＤＭＴ−ＭＭ、４０重量％無水コハク酸（和光純薬工業株式会社製）のジメチルアセトアミドに浸漬し、５０℃で１７時間反応させた。【０１７１】
さらに、０．５重量％ＤＭＴ−ＭＭ、５．０重量％ＰＥＩの水溶液に浸漬し、３０℃で２時間反応させた。実施例５と同様の操作を行い、臭化エチルを用いてＰＥＩを第４級アンモニウム化した後、ヘパリンナトリウムを用いて抗血栓性材料層を形成した人工血管（試料２）を得た。【０１７２】
得られた人工血管（試料２）について、イヌ頚動脈への人工血管移植試験による抗血栓性評価及び細胞親和性評価を実施した。結果を表４に示す。表４に示すとおり、抗血栓性評価では移植２８日後に完全閉塞が見られず、「○」であり、細胞親和性評価では血管内皮細胞の移入が２．０ｍｍ以上、５．０ｍｍ未満となり、「○」であった。【０１７３】
［実施例７］
実施例１の筒状織物構造体を用いて、実施例５と同様の操作を行い、加水分解及び酸化し、ＰＥＩを縮合反応により共有結合させた後、０．５重量％ＤＭＴ−ＭＭ、０．５重量％ＰＡＡ（ポリアクリル酸、重量平均分子量１００万；和光純薬工業株式会社製）の水溶液に浸漬し、３０℃で２時間反応させた。【０１７４】
さらに、０．５重量％ＤＭＴ−ＭＭ、５．０重量％ＰＥＩの水溶液に浸漬し、３０℃で２時間反応させた。実施例５と同様の操作を行い、臭化エチルを用いてＰＥＩを第４級アンモニウム化した後、ヘパリンナトリウムを用いて抗血栓性材料層を形成した人工血管（試料３）を得た。【０１７５】
得られた人工血管（試料３）について、イヌ頚動脈への人工血管移植試験による抗血栓性評価及び細胞親和性評価を実施した。結果を表４に示す。表４に示すとおり、抗血栓性評価では移植２８日後に完全閉塞が見られず、「○」であり、細胞親和性評価では血管内皮細胞の移入が２．０ｍｍ以上、５．０ｍｍ未満となり、「○」であった。【０１７６】
[実施例８]
実施例７と同様の操作を行い、ＰＥＩをポリアリルアミン塩酸塩（以下、「ＰＡＨ」）（重量平均分子量９０万；シグマ−アルドリッチ社製）に変更した人工血管を得るとともに、ＰＥＩをポリ−Ｌ−リシン臭化水素酸塩（以下、ＰＬｙｓ）（重量平均分子量３〜７万；シグマ−アルドリッチ社製）に変更した人工血管を得た。【０１７７】
ここで、ＰＡＨに変更して抗血栓性材料層を形成した人工血管を試料４、ＰＬｙｓに変更して抗血栓性材料層を形成した人工血管を試料５とした。【０１７８】
得られた人工血管（試料４及び５）について、イヌ頚動脈への人工血管移植試験による抗血栓性評価及び細胞親和性評価を実施した。結果を表４に示す。表４に示すとおり、抗血栓性評価では移植２８日後に完全閉塞が見られず、「○」であり、細胞親和性評価では血管内皮細胞の移入が２．０ｍｍ以上、５．０ｍｍ未満となり、「○」であった。【０１７９】
[実施例９]
実施例５と同様の操作を行い、ヘパリンナトリウムをデキストラン硫酸ナトリウム（和光純薬工業株式会社製）に変更して、抗血栓性材料層を形成した人工血管（試料６）を得た。【０１８０】
得られた人工血管（試料６）について、イヌ頚動脈への人工血管移植試験による抗血栓性評価及び細胞親和性評価を実施した。結果を表４に示す。表４に示すとおり、抗血栓性評価では移植２８日後に完全閉塞が見られず、「○」であり、細胞親和性評価では血管内皮細胞の移入が２．０ｍｍ以上、５．０ｍｍ未満となり、「○」であった。【０１８１】
[実施例１０]
実施例１の筒状織物構造体について、実施例５と同様の操作を行い、加水分解及び酸化した後、１．０重量％化合物Ａ（以下の一般式（Ｘ））、化合物Ａに対して２モル等量の水酸化ナトリウム及び３モル等量のＤＭＴ−ＭＭを溶解させた水溶液に浸漬し、３０℃で２時間反応させて筒状織物１に化合物Ａを縮合反応により共有結合させて抗血栓性材料層を形成した人工血管（試料７）を得た。【０１８２】
【化１４】
2016190202.tif 000015
【０１８３】
得られた人工血管（試料７）について、イヌ頚動脈への人工血管移植試験による抗血栓性評価及び細胞親和性評価を実施した。結果を表４に示す。表４に示すとおり、抗血栓性評価では移植２８日後に完全閉塞が見られず、「○」であり、細胞親和性評価では血管内皮細胞の移入が２．０ｍｍ以上、５．０ｍｍ未満となり、「○」であった。【０１８４】
[実施例１１]
実施例１０と同様の操作を行い、化合物Ａを化合物Ｂ（以下の一般式（ＸＩ））、化合物Ｃ（以下の一般式（ＸＩＩ））、及び化合物Ｄ（以下の一般式（ＸＩＩＩ））に変更した人工血管をそれぞれ得た。【０１８５】
【化１５】
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【０１８６】
【化１６】
2016190202.tif 000017
[式中、ｎ＝４２であり、けん化度（ｎ’／ｎ×１００）は８５〜９０％である]【０１８７】
【化１７】
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【０１８８】
ここで、化合物Ｂに変更して抗血栓性材料層を形成した人工血管を試料８、化合物Ｃに変更して抗血栓性材料層を形成した人工血管を試料９、化合物Ｄに変更して抗血栓性材料層を形成した人工血管を試料１０とした。【０１８９】
得られた人工血管（試料８〜１０）について、イヌ頚動脈への人工血管移植試験による抗血栓性評価及び細胞親和性評価を実施した。結果を表４に示す。表４に示すとおり、抗血栓性評価では移植２８日後に完全閉塞が見られず、「○」であり、細胞親和性評価では血管内皮細胞の移入が２．０ｍｍ以上、５．０ｍｍ未満となり、「○」であった。【０１９０】
[実施例１２]
実施例１の筒状織物構造体について、実施例５と同様の操作を行い、加水分解及び酸化し、ＰＥＩを縮合反応により共有結合させた後、０．５重量％ＤＭＴ−ＭＭ、０．５重量％ＰＡＡ（重量平均分子量１００万；和光純薬工業株式会社製）の水溶液に浸漬し、３０℃で２時間反応させた。【０１９１】
さらに、１．０重量％化合物Ａ、化合物Ａに対して２モル等量の水酸化ナトリウム及び３モル等量のＤＭＴ−ＭＭを溶解させた水溶液に浸漬し、３０℃で２時間反応させて化合物Ａを縮合反応により共有結合させて抗血栓性材料層を形成した人工血管（試料１１）を得た。【０１９２】
得られた人工血管（試料１１）について、イヌ頚動脈への人工血管移植試験による抗血栓性評価及び細胞親和性評価を実施した。結果を表４に示す。表４に示すとおり、抗血栓性評価では移植２８日後に完全閉塞が見られず、「○」であり、細胞親和性評価では血管内皮細胞の移入が２．０ｍｍ以上、５．０ｍｍ未満となり、「○」であった。【０１９３】
［比較例１］
筒状織物の内層の経糸および緯糸を構成するＰＥＴ繊維として、単糸繊度が約０．３１ｄｔｅｘ、総繊度４４ｄｔｅｘ、フィラメント数１４４本のマイクロファイバー延伸糸（２０％伸長時の伸長回復率２５％、１０％伸長時の伸長回復率４０％）を使用し、外層の経糸として、単糸繊度が約２．３３ｄｔｅｘ、総織度５６ｄｔｅｘ、フィラメント数２４本のＰＥＴマルチフィラメント仮撚糸（２０％伸長時の伸長回復率２５％、１０％伸長時の伸長回復率４０％）を使用し、外層の緯糸として、総織度１８０ｄｔｅｘのＰＥＴモノフィラメント（太さ１３０μｍ（単糸側面をキーエンス製マイクロスコープＶＨＸ−２０００にて４００倍に拡大した写真をもとに測定））を使用し、緯糸打ち込み本数を２４０本／ｃｍにした以外は、実施例１記載のものと同様の筒状織物構造体を作製した。【０１９４】
この筒状織物構造体の耐キンク性、引張特性、カバーファクター、透水性、漏血性を評価した。その結果を表１、表２、表３に示す。人工血管に求められる耐キンク性、透水性、耐漏血性は備えていたが、剛直であり、ストレッチ性はなかった。【０１９５】
［比較例２］
筒状織物の内層の経糸および緯糸を構成するＰＥＴ繊維として、単糸繊度が約０．３１ｄｔｅｘ、総繊度４４ｄｔｅｘ、フィラメント数１４４本のマイクロファイバー仮撚糸（２０％伸長時の伸長回復率２５％、１０％伸長時の伸長回復率４０％）を使用し、緯糸打ち込み本数を１６７本／ｃｍにした以外は、比較例１記載のものと同様の筒状織物を作製した。【０１９６】
この筒状織物の耐キンク性、引張特性、カバーファクター、透水性、漏血性を評価した。その結果を表１、表２、表３に示す。人工血管に求められる耐キンク性、透水性、耐漏血性は備えていたが、剛直であり、ストレッチ性はなかった。【０１９７】
［比較例３］
筒状織物の内層の緯糸を構成する繊維として、単糸繊度が約２．３３ｄｔｅｘ、総織度５６ｄｔｅｘ、フィラメント数２４本のＰＥＴ／ＰＰＴバイメタル複合マルチフィラメント仮撚糸（実施例１の経糸と同じ糸）を準備し、これを製織時に使用し、緯糸打ち込み本数を２２０本／ｃｍにした以外は、実施例１記載のものと同様の筒状織物を作製した。【０１９８】
この筒状織物の耐キンク性、引張特性、カバーファクター、透水性、漏血性を評価した。その結果を表１、表２、表３に示す。実施例１と比較すると筒状織物構造体幅１ｍｍあたり３．３Ｎ荷重時の伸度が小さく、ストレッチ性の乏しいものになった。【０１９９】
［比較例４］
比較例３における製織時の緯糸打ち込み本数は２２０本／ｃｍであるが、この比較例４における製織時の緯糸打ち込み本数を１３５本／ｃｍとした以外は、比較例３記載のものと同様の筒状織物を作製した。【０２００】
この筒状織物の耐キンク性、引張特性、カバーファクター、透水性、漏血性を評価した。その結果を表１、表２、表３に示す。柔軟であるが、破断伸度が高く、形態保持性に劣るものとなった。【０２０１】
[参考例１]
実施例１の多重筒状織物構造体に、何も抗血栓性材料層を形成させない人工血管（試料１２）を得た。【０２０２】
得られた人工血管（試料１２）について、イヌ頚動脈への人工血管移植試験による抗血栓性評価及び細胞親和性評価を実施した。結果を表４に示す。表４に示すとおり、抗血栓性評価では移植２８日までに完全閉塞が見られたため、「×」であり、細胞親和性評価では血管内皮細胞の移入が２．０ｍｍ未満となり、「×」であった。【０２０３】
【表１】
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【０２０４】
【表２】
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【０２０５】
【表３】
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【０２０６】
【表４】
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【産業上の利用可能性】
【０２０７】
本発明の筒状織物構造体は、流体、粉体移送用およびワイヤ、ケーブル、電線管等の線状物保護用ホース、筒状フィルターや人工血管の基材等として好適である。
【国際調査報告】
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