(57)【要約】【課題】高い柔軟性と低漏血性を有し、長期開存可能な人工血管を提供すること。【解決手段】本発明は、内表面に１６ｋＰａの圧力をかけた条件下で、５〜３００ｍｌ／ｃｍ２／ｍｉｎ．の透水性を有する筒状の内層繊維構造体と、酸化セルロース、キチン、キトサン、コラーゲン、フィブリン、フィブロネクチン、アルギン酸、アルギン酸塩、カルボキシメチルセルロース、カルボキシメチルセルロース塩、デンプン又はゼラチンからなる群から選択される生分解性物質を含む繊維からなり、１０〜３０％の空隙率を有する外層繊維構造体と、を有し、上記外層繊維構造体は、厚みが０．０５〜２ｍｍとなるように上記内層繊維構造体の外側に配置された、人工血管を提供する。【選択図】なし【特許請求の範囲】
【請求項１】
内表面に１６ｋＰａの圧力をかけた条件下で、５〜３００ｍｌ／ｃｍ２／ｍｉｎ．の透水性を有する筒状の内層繊維構造体と、
酸化セルロース、キチン、キトサン、コラーゲン、フィブリン、フィブロネクチン、アルギン酸、アルギン酸塩、カルボキシメチルセルロース、カルボキシメチルセルロース塩、デンプン及びゼラチンからなる群から選択される生分解性物質を含む繊維からなり、１０〜３０％の空隙率を有する外層繊維構造体と、
を有し、
前記外層繊維構造体は、厚みが０．０５〜２ｍｍとなるように前記内層繊維構造体の外側に配置された、人工血管。
【請求項２】
キンク半径をｘ、前記内層繊維構造体の内径をｙとした場合、ｙ≧１／１０ｘを満たす、請求項１記載の人工血管。
【請求項３】
前記内層繊維構造体は、単糸繊度が０．３ｄｔｅｘ以下のマイクロファイバーマルチフィラメント糸を含む、請求項１又は２記載の人工血管。
【請求項４】
前記内層繊維構造体は、緯糸に単糸繊度が１．０ｄｔｅｘ以上のマルチフィラメント糸を含む、請求項１〜３のいずれか一項記載の人工血管。
【請求項５】
前記内層繊維構造体は、原糸の総繊度が３０ｄｔｅｘ以上のマイクロファイバーマルチフィラメントを含み、経糸方向及び緯糸方向の織密度が１００〜３００本／ｉｎｃｈである、請求項１〜４のいずれか一項記載の人工血管。
【請求項６】
前記内層繊維構造体の透水性（ｍｌ／ｃｍ２／ｍｉｎ．）に対する人工血管の漏血性（ｍｌ／ｃｍ２／３０ｓｅｃ．）の比が１００〜１０００である、請求項１〜５のいずれか一項記載の人工血管。
【請求項７】
前記外層繊維構造体は、プロタミン、プロタミン塩、ビタミンＫ、カルシウム、カルシウム塩、トロンビン、プラスミン阻害剤及びプラスミノーゲンアクチベータ阻害剤からなる群から選択される物質を含む、請求項１〜６のいずれか一項記載の人工血管。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、損傷等を受けた血管の再建、修復又は代替に使用される、低漏血性と柔軟性を有する人工血管に関する。
【背景技術】
【０００２】
人工血管は、病的な生体血管の代替又は新たな血液の流路を形成するために用いられる。そのため、高い生体適合性、生体内での劣化しにくさ、柔軟性、血液の漏れの少なさが求められている。
【０００３】
移植された人工血管が生体適合性を発揮するためには、内皮細胞層の形成を促進させて、生体血管に近い環境にすることが好ましいが、その方法として、細胞の増殖因子や誘導因子を人工血管に担持させる方法や、人工血管の素材として繊維を用いる方法が知られている。
【０００４】
生体移植後の人工血管は周辺組織の動きに追従するため、また、屈曲部に移植する場合も考慮して柔軟性を有することが要求されるが、例えば、繊維密度を小さくしたり極細繊維等を用いたりして人工血管に柔軟性を持たせると、繊維間隙から血液が漏れやすくなるという問題がある。
【０００５】
そこで、血液の漏れを防止する方法が各種考案されており、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ことによって、繊維の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１）。
【０００６】
一方、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おり（特許文献２及び３）、このプレクロッティング手法をより簡便にする人工血管の構造として、人工血管の繊維間隙の一部に極細繊維を配して繊維の間隙を狭く保ち、その繊維の間隙に血液を保持させやすくすることで、プレクロッティングを行いやすくする手法などが報告されている（特許文献４）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００７】
【特許文献１】特許第３７９９６２６号公報
【特許文献２】特公平５−４８１３２号公報
【特許文献３】特公平５−８８６１１号公報
【特許文献４】特許第４６２７９７８号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
しかしながら、特許文献１に記載される方法のように、コラーゲンやゼラチン等で繊維の間隙を埋めて漏血を防ぐ場合、生体組織との物質交換や細胞浸潤が妨げられて人工血管の長期開存に必要な内膜形成が遅れるだけでなく、ゼラチン自身に血小板が付着して血栓形成を却って助長してしまう可能性がある。
【０００９】
また、特許文献２〜３に記載されるプレクロッティングを行う方法は、移植する直前に自家血液に接触させる等、手術前に時間を要するため、緊急手術などへの対応が難しい。
【００１０】
特許文献４に記載される人工血管は、プレクロッティングをより簡便にすることができるが、極細繊維を用いるため、繊維間からの漏血を十分に防ぐことができない。
【００１１】
そこで本発明は、高い柔軟性と低漏血性を有し、長期開存可能な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】
【００１２】
本発明者らは、上記課題を解決すべく鋭意研究を重ねた結果、以下の（１）〜（７）の発明を見出した。
（１）  内表面に１６ｋＰａの圧力をかけた条件下で、５〜３００ｍｌ／ｃｍ２／ｍｉｎ．の透水性を有する筒状の内層繊維構造体と、酸化セルロース、キチン、キトサン、コラーゲン、フィブリン、フィブロネクチン、アルギン酸、アルギン酸塩、カルボキシメチルセルロース、カルボキシメチルセルロース塩、デンプン及びゼラチンからなる群から選択される生分解性物質を含む繊維からなり、１０〜３０％の空隙率を有する外層繊維構造体と、を有し、上記外層繊維構造体は、厚みが０．０５〜２ｍｍとなるように上記内層繊維構造体の外側に配置された、人工血管。
（２）  キンク半径をｘ、上記内層繊維構造体の内径をｙとした場合、ｙ≧１／１０ｘを満たす、（１）記載の人工血管。
（３）  上記内層繊維構造体は、単糸繊度が０．３ｄｔｅｘ以下のマイクロファイバーマルチフィラメント糸を含む、（１）又は（２）記載の人工血管。
（４）  上記内層繊維構造体は、緯糸に単糸繊度が１．０ｄｔｅｘ以上のマルチフィラメント糸を含む、（１）〜（３）のいずれか記載の人工血管。
（５）  上記内層繊維構造体は、原糸の総繊度が３０ｄｔｅｘ以上のマイクロファイバーマルチフィラメントを含み、経糸方向及び緯糸方向の織密度が１００〜３００本／ｉｎｃｈである、（１）〜（４）のいずれか記載の人工血管。
（６）  上記内層繊維構造体の透水性（ｍｌ／ｃｍ２／ｍｉｎ．）に対する人工血管の漏血性（ｍｌ／ｃｍ２／３０ｓｅｃ．）の比が１００〜１０００である、（１）〜（５）のいずれか記載の人工血管。
（７）  上記外層繊維構造体は、プロタミン、プロタミン塩、ビタミンＫ、カルシウム、カルシウム塩、トロンビン、プラスミン阻害剤及びプラスミノーゲンアクチベータ阻害剤からなる群から選択される物質を含む、（１）〜（６）のいずれか記載の人工血管。
【発明の効果】
【００１３】
本発明の人工血管によれば、屈曲部に移植する場合にも柔軟性が維持され、繊維間隙からの血液の漏れを防ぐことができ、緊急手術に対しても好適に利用できる。
【発明を実施するための形態】
【００１４】
本発明の人工血管は、内表面に１６ｋＰａの圧力をかけた条件下で、５〜３００ｍｌ／ｃｍ２／ｍｉｎ．の透水性を有する筒状の内層繊維構造体と、酸化セルロース、キチン、キトサン、コラーゲン、フィブリン、フィブロネクチン、アルギン酸、アルギン酸塩、カルボキシメチルセルロース、カルボキシメチルセルロース塩、デンプン及びゼラチンからなる群から選択される生分解性物質を含む繊維からなり、１０〜３０％の空隙率を有する外層繊維構造体と、を有し、上記外層繊維構造体は、厚みが０．０５〜２ｍｍとなるように上記内層繊維構造体の外側に配置されたことを特徴としている。
【００１５】
本発明において、繊維構造体とは、繊維からなる構造体のことを示し、織物、編物、不織布及び組紐等の構造が含まれる。
【００１６】
本発明において、筒状の内層繊維構造体とは、人工血管において血液に触れる内層部分に位置する繊維構造体を示す。筒状の内層繊維構造体の構造は特に限定されないが、寸法安定性と強度に優れ、編物などに比べ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という理由で織物が好ましい。
【００１７】
本発明において、外層繊維構造体とは、人工血管の外層を構成する繊維構造体であり、筒状の内層繊維構造体の外層に配置された繊維構造体のことを示す。外層繊維構造体を構成する繊維体の構造は、適度な保形性を持ち、筒状の内層繊維構造体に追従しやすい構造が好ましいとの理由から、織物、不織布又は編物が好ましく用いられる。外層繊維構造体は、筒状の内層繊維構造体と一体化していてもよいし、分離していてもよい。
【００１８】
本発明の人工血管は、内皮細胞層の形成及び維持のために物質や細胞の移動をしやすくするため、内表面に１６ｋＰａ（静水圧）の圧力をかけた条件下で、５〜３００ｍｌ／ｃｍ２／ｍｉｎ．の透水性を有する筒状の内層繊維構造体を用いる。筒状の内層繊維構造体の内部へ物質や細胞の移動を通しやすくする観点から、透水性は、３０ｍｌ／ｃｍ２／ｍｉｎ．以上であることが好ましく、５０ｍｌ／ｃｍ２／ｍｉｎ．以上であることがより好ましい。また、埋植時の血液漏れを十分に防ぐためには、２５０ｍＬ／ｃｍ２／ｍｉｎ．以下であることが好ましく、２００ｍＬ／ｃｍ２／ｍｉｎ．以下であることがより好ましい。
【００１９】
透水性の測定方法はＩＳＯ７１９８に則り、筒状の内層繊維構造体の内表面に１６ｋＰａの圧力をかけたときの筒状の内層繊維構造体の外側に流れ出てくる水の量（ｍＬ）を単位面積（ｃｍ２）及び単位時間（ｍｉｎ．）で除したものである。
【００２０】
本発明の人工血管は、酸化セルロース、キチン、キトサン、コラーゲン、フィブリン、フィブロネクチン、アルギン酸、アルギン酸塩、カルボキシメチルセルロース、カルボキシメチルセルロース塩、デンプン及びゼラチンからなる群から選択される生分解性物質を含む繊維からなる外層繊維構造体を有する。これらの生分解性物質は止血効果を有するため、移植後、筒状の内層繊維構造体から漏れ出す血液の止血を行う。移植後数週間経過すると、人工血管の外側に形成された組織が漏血防止の役割を果たすようになることから、外層繊維構造体は、その後は分解され消失してもよい。
【００２１】
ここで、外層繊維構造体は、低漏血性と柔軟性の両立のため、１０〜３０％の空隙率を有し、厚みが０．０５〜２ｍｍとなるように内層繊維構造体の外側に配置される。
【００２２】
ここで外層繊維構造体の空隙率とは、以下の方法により得られた数値を指す。人工血管から外層繊維構造体を切り出す。外層繊維構造体が単一の層の場合は、切り出した外層繊維構造体を構成する繊維構造体の層を、０．５ｃｍ×０．５ｃｍの大きさに整形し、これを試験片とする。外層繊維構造体が複数の繊維構造体の層からなる場合は、ピンセット等の適切な器具を用いて、外層繊維構造体を構成する繊維構造体の単一の層に分離し、０．５ｃｍ×０．５ｃｍの大きさに整形し、これを試験片とする。試験片を走査型電子顕微鏡を用いて倍率１００倍での観察画像を得る。これを画像処理ソフトウェアｉｍａｇｅＪを用いて、全体面積に占める繊維間の空隙の割合、すなわち空隙率（％）を求める。
【００２３】
また、内層繊維構造体の外側に配置された外層繊維構造体の厚みは、人工血管を輪切りにし、長手方向に対して垂直な人工血管の断面における外層繊維構造体の厚み（ｍｍ）をノギスで測定し得られた数値を指す。
【００２４】
本発明の人工血管は、筒状の内層繊維構造体と、筒状の内層繊維構造体の外側に配置された外層繊維構造体とを有していれば、他の層を有していてもよい。他の層の構造は特に限定されないが、寸法安定性と強度に優れ、編物などに比べ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という理由で織物が好ましい。
【００２５】
ここで、内層繊維構造体は、マルチフィラメントマイクロファイバーであることが好ましい。マルチフィラメントマイクロファイバーとは、単糸繊度が０．３ｄｔｅｘ以下の繊維を指す。ここで単糸繊度とは、ＪＩＳ  Ｌ  １０１（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。
【００２６】
マルチフィラメントマイクロファイバーを用いた人工血管は、繊維が極細であるが故に生体細胞が付着するに適した足場の数が著しく増大し、細胞の浸潤にも優れ、内膜形成が極めて早期にかつ良好に行われるだけでなく、血液の漏出も著しく低くなることから好ましいが、内層繊維構造体の機械的強度を補強し、加水分解速度を抑えるため、内層繊維構造体には、単糸繊度が１．０ｄｔｅｘ以上のマルチフィラメント糸を含むことが好ましい。
【００２７】
内層繊維構造体の繊度は特に限定されないが、柔軟性と強度の両立のためには、内層繊維構造体は、０．３ｄｔｅｘ以下のマイクロファイバーマルチフィラメント糸と単糸繊度が１．０ｄｔｅｘ以上のマルチフィラメント糸を含むことが好ましい。
【００２８】
本発明の人工血管は、血液に接触する面である筒状の内層繊維構造体の内表面が、抗血栓性の物質でコーティングされていることが好ましい。抗血栓性とは血液を固まらせないようにする性質のことであり、抗血栓性の物質でコーティングする方法は特に限定されず、筒状の内層繊維構造体の内表面を改質させた後、筒状の内層繊維構造体の内表面に対してヘパリン又はヘパリン誘導体を共有結合させる方法（特表２００９−５４５３３３号公報、特許第４１５２０７５号公報、特許第３４９７６１２号公報）や、筒状の内層繊維構造体の内表面に対してヘパリン又はヘパリン誘導体をイオン結合させる方法又はコラーゲンやゼラチン等のゲルに含ませたヘパリン又はヘパリン誘導体を塗布する方法（特許第３７９９６２６号公報及び特公平８−２４６８６号公報）、筒状の内層繊維構造体を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、筒状の内層繊維構造体の内表面をセグメント化ポリウレタンでコーティングする方法（特開平７−２６５３３８号公報）、筒状の内層繊維構造体の内表面に対して血液凝固反応に関与する複数の血液凝固因子及び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結合させる方法（特許第４４６１２１７号公報、ＷＯ０８／０３２７５８号公報、ＷＯ１２／１７６８６１号公報）等があるが、特に筒状の内層繊維構造体の内表面に対し、イオン結合でヘパリン又はヘパリン誘導体を結合させる方法が好ましい。
【００２９】
本発明の人工血管は、キンク半径をｘ、筒状の内層繊維構造体の内径をｙとした場合、ｙ≧１／１０ｘを満たすことが好ましい。この範囲を満たすとき、体内に留置したときに十分な耐座屈性（耐キンク性）を持つことができる。耐キンク性は、人工血管でループを形成し、ループの径を徐々に小さくしていったときに座屈しない最小ループ半径を指標とすることができ、ループの径を徐々に小さくしていったときに座屈しない最小ループ半径をキンク半径と定義する。
【００３０】
キンク半径の測定方法は以下の方法で測定する。人工血管を非内圧下でループを形成し、キンク直前のループをテーパーゲージに挿入し、ループ半径を測定する。
【００３１】
埋植時の人工血管からの血液の漏れを表す指標として漏血性を用い、漏血性は低いほどよい。従って、透水性と漏血性とは相反する指標であるため、透水性（ｍｌ／ｃｍ２／ｍｉｎ．）に対する漏血性（ｍｌ／ｃｍ２／３０ｓｅｃ．）の比が１００〜１０００であることが好ましい。
【００３２】
内層繊維構造体に含まれるマイクロファイバーマルチフィラメントの総繊度及び織密度は特に限定されないが、柔軟性と強度の両立のためには、総繊度が３０ｄｔｅｘ以上であることが好ましい。また、内層繊維構造体の経糸方向及び緯糸方向の織密度は１００〜３００本／ｉｎｃｈであることが好ましい。
【００３３】
織密度は筒状繊維外表面をマイクロスコープで観察し、単位長さ当たりにどれだけの糸本数があるかを数えることにより求める。
【００３４】
漏血性の測定方法は透水性の測定方法に準じ、人工血管が有する筒状の内層繊維構造体の内表面に１６ｋＰａの圧力をかけたときの人工血管の外層に流れ出てくるウシ血液の量（ｍＬ）を単位面積（ｃｍ２）及び単位時間（３０ｓｅｃ．）で除したものである。
【００３５】
本発明の人工血管からの漏血を確実に防ぐためには、患者の血液中に存在する（術中に投与される）ヘパリンなどの抗凝固剤の効果を低減する物質や、血液凝固を促進する物質、血栓を溶解する作用を阻害する物質を更に含んでいることが好ましい。抗凝固剤の効果を低減する物質としてはプロタミン、ビタミンＫが、血液凝固を促進する物質としてはカルシウム、トロンビン、ビタミンＫが、血栓を溶解する作用を阻害する物質としてはプラスミン阻害剤、プラスミノーゲンアクチベータ阻害剤が好ましく用いられる。プラスミン阻害剤としてはトラネキサム酸、アプロチニンが用いられる。また、プラスミノーゲンアクチベータ阻害剤としては、プラスミノーゲンアクチベータインヒビター−１等が用いられる。これらのうち特にプロタミン又はカルシウムが好ましく用いられる。
【実施例】
【００３６】
以下、実施例及び比較例を挙げて本発明を詳細に説明するが、本発明はこれらに限定されるものではない。
【００３７】
（実施例１）
筒状の繊維構造体を構成する経糸として、総繊度が５２．８ｄｔｅｘの海島複合繊維であるマルチフィラメント糸を使用し、緯糸として、総繊度が５２．８ｄｔｅｘの海島複合繊維であるマルチフィラメント糸及び総繊度が５６．０ｄｔｅｘのポリエチレンテレフタレート製のマルチフィラメント糸を使用した。経糸を細幅ドビー・シャトル二丁織機に仕掛け、緯糸を打ち込み、内径３ｍｍとなるように製織した。精錬後、９８℃の４重量％水酸化ナトリウム水溶液で海成分を完全に溶脱させて、さらに熱セットを実施し、筒状の繊維構造体１を得た。経糸及び緯糸のポリエチレンテレフタレート製のマイクロファイバーマルチフィラメント糸の単糸繊度は０．０８ｄｔｅｘであり、緯糸のポリエチレンテレフタレート製のマルチフィラメント糸の単糸繊度は３．１１ｄｔｅｘであった。
【００３８】
ここで、海島複合繊維は、島成分がポリエチレンテレフタレートで構成され、海成分が５−ナトリウムスルホイソフタル酸を共重合したポリエチレンテレフタレートで構成される。
【００３９】
筒状の繊維構造体１を内層繊維構造体として用い、外層繊維構造体として酸化セルロースを成分とする繊維をガーゼ状に調製したサージセル・アブソーバブル・ヘモスタット（登録商標）  ニューニット（ジョンソン・アンド・ジョンソン社製）を用いた。なお、外層繊維構造体の空隙率は１５％、内層繊維構造体の外側に配置された外層繊維構造体の厚みは０．８ｍｍであった。外層繊維構造体を筒状の繊維構造体１に巻き付けたものを人工血管１とした。
【００４０】
実施例１である人工血管１について、内層繊維構造体のマイクロファイバー繊度、原糸総繊度、経糸方向の織密度及び緯糸経糸方向の織密度並びに外層繊維構造体の空隙率及び内層繊維構造体の外側に配置された外層繊維構造体の厚みを表１に示し、人工血管の耐キンク性、内層繊維構造体の透水性、人工血管の漏血性及び透水性に対する漏血性の比を測定した性能評価結果を表２に示す。なお、人工血管の耐キンク性は、内層繊維構造体の内径ｙ（ｍｍ）及びキンク半径ｘ（ｍｍ）から、ｙ≧１／１０ｘを満たすものを○、満たさないものを×とし、他の実施例及び比較例も同様に判断した。
【００４１】
（実施例２）
実施例１に記載の筒状の繊維構造体１を内層繊維構造体として用い、外層繊維構造体として、キトサンを成分とする繊維を不織布に成形したキトサム１００（ＳＡＭ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｐｒｏｄｕｃｔｓ社製）を用いた。なお、外層繊維構造体の空隙率は１８％、内層繊維構造体の外側に配置された外層繊維構造体の厚みは１．２ｍｍであった。外層繊維構造体を筒状の繊維構造体１に巻き付けたものを人工血管２とした。
【００４２】
実施例２である人工血管２について、内層繊維構造体のマイクロファイバー繊度、原糸総繊度、経糸方向の織密度及び緯糸経糸方向の織密度並びに外層繊維構造体の空隙率及び内層繊維構造体の外側に配置された外層繊維構造体の厚みを表１に示し、人工血管の耐キンク性、筒状の内層繊維構造体の透水性、人工血管の漏血性及び透水性に対する漏血性の比を測定した性能評価結果を表１に示す。
【００４３】
（実施例３）
人工血管１の有する外層繊維構造体の上からプロタミン硫酸塩溶液（プロタミン硫酸塩静注「モチダ」、持田製薬株式会社製）０．５ｍｌをマイクロピペットを用いて滴下し、プロタミン硫酸塩溶液を外層繊維構造体に染みこませたものを人工血管３とした。
【００４４】
実施例３である人工血管３について、内層繊維構造体のマイクロファイバー繊度、原糸総繊度、経糸方向の織密度及び緯糸経糸方向の織密度並びに外層繊維構造体の空隙率及び内層繊維構造体の外側に配置された外層繊維構造体の厚みを表１に示し、人工血管の耐キンク性、筒状の内層繊維構造体の透水性、人工血管の漏血性及び透水性に対する漏血性の比を測定した性能評価結果を表２に示す。
【００４５】
（実施例４）
人工血管１の有する外層繊維構造体の上からグルコン酸カルシウム溶液（カルチコール注射液８．５％、日医工株式会社製）０．５ｍｌをマイクロピペットを用いて滴下し、グルコン酸カルシウム溶液を外層繊維構造体に染みこませたものを人工血管４とした。
【００４６】
実施例４である人工血管４について、内層繊維構造体のマイクロファイバー繊度、原糸総繊度、経糸方向の織密度及び緯糸経糸方向の織密度並びに外層繊維構造体の空隙率及び厚みを表１に示し、人工血管の耐キンク性、筒状の内層繊維構造体の透水性、人工血管の漏血性及び透水性に対する漏血性の比を測定した性能評価結果を表２に示す。
【００４７】
（比較例１）
外層繊維構造体のない筒状の繊維構造体１を、内層繊維構造体のみの比較例１として用いた。
【００４８】
比較例１である筒状の繊維構造体１について、内層繊維構造体のマイクロファイバー繊度、原糸総繊度、経糸方向の織密度及び緯糸経糸方向の織密度を表１に示し、筒状の繊維構造体１の耐キンク性、筒状の繊維構造体１の透水性、筒状の繊維構造体１の漏血性及び透水性に対する漏血性の比を測定した性能評価結果を表２に示す。
【００４９】
（比較例２）
筒状の内層繊維構造体は、経糸及び緯糸として、単糸繊度が０．２３ｄｔｅｘ、総繊度が３３ｄｔｅｘ、１４４フィラメントのポリエチレンテレフタレート製のマルチフィラメント糸を使用した。筒状の内層繊維構造体の外側に配置された外層繊維構造体は、経糸として、単糸繊度が２．３３ｄｔｅｘ、総繊度が５６ｄｔｅｘ、２４フィラメントのポリエチレンテレフタレート製のマルチフィラメント糸を、緯糸として、単糸繊度が３３ｄｔｅｘのポリエチレンテレフタレート製のモノフィラメント糸を使用した。経糸を細幅ドビー・シャトル二丁織機に仕掛け、緯糸を打ち込み、内径３ｍｍとなるように製織し、筒状の繊維構造体を二重に重ねた人工血管を形成するようにした。９８℃で精錬、１７０℃で熱セットを実施し、人工血管５を得た。
【００５０】
比較例２である人工血管５について、内層繊維構造体のマイクロファイバー繊度及び原糸総繊度を表１に示し、人工血管の耐キンク性、筒状の内層繊維構造体の透水性、人工血管の漏血性及び透水性に対する漏血性の比を測定した性能評価結果を表２に示す。
【００５１】
（比較例３）
人工血管５に対し、さらに、外層繊維構造体として酸化セルロースを成分とする繊維をガーゼ状に調製したサージセル・アブソーバブル・ヘモスタット（登録商標）  ニューニット（ジョンソン・アンド・ジョンソン社製）を巻きつけて人工血管６を作成した。なお、外層繊維構造体の空隙率は１５％、内層繊維構造体の外側に配置された外層繊維構造体の厚みは０．８ｍｍであった。
【００５２】
比較例３である人工血管６について、内層繊維構造体のマイクロファイバー繊度、原糸総繊度並びに外層繊維構造体の空隙率及び内層繊維構造体の外側に配置された外層繊維構造体の厚みを表１に示し、人工血管の耐キンク性、筒状の内層繊維構造体の透水性、人工血管の漏血性及び透水性に対する漏血性の比を測定した性能評価結果を表２に示す。
【００５３】
（比較例４）
緯糸に５６ｄｔｅｘ、２４フィラメントのマルチフィラメント糸（東レ株式会社製）を用い、緯糸に３３３ｄｔｅｘ、３５５２フィラメントの海島複合繊維であるマルチフィラメント糸（遠東紡社製）を繻子織りにして形成した繊維構造体を筒状の内層繊維構造体とし、１６７ｄｔｅｘ、１０８フィラメントのマルチフィラメント糸（東レ株式会社製）を綾織りして形成した繊維構造体を筒状の外層繊維構造体として、内径３ｍｍとなるよう筒状に製織した。１００℃の０．２５重量％水酸化ナトリウム水溶液による洗浄を２回行い、次いで１００℃の熱湯による洗浄工程、０．０５％酢酸による中和処理工程及び１００℃に熱湯による洗浄工程の３段階からなる洗浄処理工程を２回行うことにより海成分を完全に溶脱させ、人工血管７を得た。洗浄処理により海島複合繊維であるマルチフィラメント糸から露出したマイクロファイバーマルチフィラメント糸の単糸繊度は０．４０ｄｔｅｘであった。
【００５４】
比較例４である人工血管７について、内層繊維構造体のマイクロファイバー繊度、原糸総繊度、経糸方向の織密度及び緯糸経糸方向の織密度を表１に示し、人工血管の耐キンク性、筒状の内層繊維構造体の透水性、人工血管の漏血性及び透水性に対する漏血性の比を測定した性能評価結果を表２に示す。
【００５５】
（比較例５）
人工血管５に対し、さらに、外層繊維構造体として酸化セルロースを成分とする繊維をガーゼ状に調製したサージセル・アブソーバブル・ヘモスタット（登録商標）  ニューニット（ジョンソン・アンド・ジョンソン社製）を巻きつけて人工血管８を作成した。外層繊維構造体の空隙率は１５％、内層繊維構造体の外側に配置された外層繊維構造体の厚みは０．８ｍｍであった。
【００５６】
比較例５である人工血管８について、内層繊維構造体のマイクロファイバー繊度、原糸総繊度、経糸方向の織密度及び緯糸経糸方向の織密度並びに外層繊維構造体の空隙率及び内層繊維構造体の外側に配置された外層繊維構造体の厚みを表１に示し、人工血管の耐キンク性、筒状の内層繊維構造体の透水性、人工血管の漏血性及び透水性に対する漏血性の比を測定した性能評価結果を表２に示す。
【００５７】
【表１】
2018051225.tif 000002
【表２】
2018051225.tif 000003
【産業上の利用可能性】
【００５８】
本発明の人工血管は、屈曲部に移植する場合にも柔軟性が維持され、繊維間隙からの血液の漏れを防ぐことができ、緊急手術に対しても好適に利用できるため、医療分野において好適に用いることができる。