(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
０．５デシデックス（ｄｔｅｘ）以下の極細繊維を、少なくともその流体接触側の面の繊維間隙の一部に有し、透水率：ＷＰ（ｍｌ／ｃｍ２，６０ｓｅｃ．）と透血率：ＢＰ（ｍｌ／ｃｍ２，３０ｓｅｃ．）との比Ｑ＝ＷＰ／ＢＰの値が６以上であることを特徴とする医用材料であって；且つ、
嵩高加工された極細繊維を含む医用材料。
【請求項２】
前記極細繊維が０．５デシデックス（ｄｔｅｘ）以下の細さで、且つ、４ｇ／ｄｔｅｘ以上の強度を有する請求項１に記載の医用材料。
【請求項３】
基本が織り構造である繊維製布であって、耐ほつれ係数が０．８ｋｇ以上である請求項１に記載の医用材料。
【請求項４】
基本が編み構造である繊維製布であって、耐ほつれ係数が２．０ｋｇ以上である請求項１または２に記載の医用材料。
【請求項５】
前記極細繊維が、分散状態で存在する状態、不規則な交絡状態を有する状態、立毛及び／またはループ状が形成されている状態、の群から選ばれた一つ以上の状態を少なくとも一部に有する請求項１〜４のいずれかに記載の医用材料。
【請求項６】
嵩高加工糸、及び／または、熱収縮糸を少なくとも一部に有する請求項１〜５のいずれかに記載の医用材料。
【請求項７】
極細繊維形成性複合繊維を仮より加工し、潜在捲縮能を持たせ、この繊維で布を作製し、捲縮発現させた後、極細繊維化処理することを特徴とする分散した極細繊維を有する請求項１〜６のいずれかに記載の医用材料。
【請求項８】
極細繊維形成性複合繊維である多成分系繊維の一成分を除去するか剥離することによって製造された０．５デシデックス（ｄｔｅｘ）以下の極細繊維を少なくとも一部に有する請求項１〜７のいずれかに記載の医用材料。
【請求項９】
前記極細繊維に付着のスルフォン酸共重合体のＳ（イオウ分）の値が、２０ｐｐｍ以下である請求項８に記載の医用材料。
【請求項１０】
布を構成する繊維の少くとも一部がポリエステル、ポリアミド、ポリオレフィン、ポリテトラフルオロエチレンのいずれかのポリマーから形成されている請求項１〜９のいずれかに記載の医用材料。
【請求項１１】
蛇腹構造を与えることによってキンク防止加工が施された請求項１〜１０のいずれかに記載の医用材料。
【請求項１２】
外面にポリエステル、ポリアミド、ポリオレフィン、ポリテトラフルオロエチレンのいずれかのポリマーから形成されている３０デシデックス以上、１０，０００デシデックス以下の太さのモノフィラメントが配されて、形態維持加工が施されている請求項１〜１１のいずれかに記載の医用材料。
【請求項１３】
前記モノフィラメントが、鞘部融点が芯部融点よりも低い芯鞘構造を有する請求項２に記載の医用材料。
【請求項１４】
前記モノフィラメントを構成するポリマー成分が、前記繊維を構成するポリマー成分の少なくとも一部と同一であることを特徴とする請求項１２または１３のいずれかに記載の医用材料。
【請求項１５】
前記繊維製布の繊維間隙、及び／または、布の表面に、生体内に植え込まれた後に３日以上３ヶ月以内に生体内で吸収される性質をもつ生体内吸収性物質が含浸、及び／または、付着されている請求項１〜１４のいずれかに記載の医用材料。
【請求項１６】
前記生体内吸収性物質が、ポリグリコール酸、ポリ乳酸、ポリエチレングリコール、ポリビニールアルコール、ポリアクリル酸、ポリビニールピロリドン、ポリ乳酸ーポリグリコール酸共重合体、生分解性（３−ヒドロキシルブレート−４−ヒドロキシルブチレート）ポリエステル重合体、ポリジオキサン、コラーゲン、ゼラチン、アルブミン、フィブリン、キトサン、キチン、フィブロイン、セルロース、ムコ多糖類、フィブロネクチン、ラミニン、アルギン酸、ヒアルロン酸、コンドロイチン硫酸、ポリアミノ酸、デキストラン、デキストリン、グルコース、アガロース、ペクチン、マンナン、遺伝子操作された細胞からの抽出物、遺伝子操作された細胞から産生される物質、およびそれらの誘導体、の群の中から選ばれた少なくとも一つ以上を構成要素として有する請求項１５に記載の医用材料。
【請求項１７】
前記生体内吸収性物質が、化学的手段、及び／または、物理的手段で不溶化されている請求項１５または１６に記載の医用材料。
【請求項１８】
前記生体内吸収性物質に多価アルコールが含浸されている請求項１４〜１７のいずれかに記載の医用材料。
【請求項１９】
前記生体内吸収性物質が、生理活性物質を保持可能である請求項１４〜１８のいずれかに記載の医用材料。
【請求項２０】
前記生理活性物質が、蛋白、脂質、多糖類、酵素、抗生物質、抗菌物質、ホルモン、サイトカイン、ヘパリン、プロタミン、ウロキナーゼ、プラスミン活性剤、血液抗凝固剤、血液凝固促進剤、細胞成長因子、細胞増殖抑制剤、遺伝子操作された細胞からの抽出物、遺伝子操作された細胞から産生される物質、vascular endothelial growth factor（ＶＥＧＦ），platelet-induced growth factor（ＰＩＧＦ），transforming growth factor beta １（ＴＧＦ．beta．１），acidic fibroblast growth factor（ａＦＧＦ），basic fibroblast growth factor（ｂＦＧＦ），transforming growth factor.alpha．（ＴＧＦ．alph．），epidermal growth factor,osteonectin,antiopoietin  １（Ａｎｇ  １），Ang2,insulin-like growth factor（ＩＧＦ），pletelet-derived growth factor  ＡＡ（ＰＤＧＦ−ＡＡ），ＰＤＧＦ−ＡＢおよびＰＤＧＦ−ＢＢ，pletelet-derived endotherial growth factor (PD-ECGF) bone transforming growth factor（ＢＭＰ）、Hepatocyte growth factor（ＨＧＦ）、それらのいずれかの複合体もしくは誘導体、等の群から選ばれた少なくとも一つ以上である請求項１９に記載の医用材料。
【請求項２１】
生体内の管腔臓器や管腔組織の代替えもしくはその一部に使用されるべき人工血管、及び／または、生体内の臓器や組織にパッチ状に人工心膜、人工心臓壁、人工血管壁人工心臓弁の弁輪及び／または弁葉として使用されるべき請求項１〜２０のいずれかに記載の医用材料。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、低血液透過性の医用材料に関する。より詳しくは、本発明は、繊維製の布を血液に接する場に使用する低血液透過性の医用材料であって、繊維間隙に容易に血栓を形成させることによって、該繊維間隙からの漏血量を低減することを可能とする低漏血性の医用材料に関する。本発明の医用材料は、特に血管壁または心臓壁に使用するパッチ材料や人工血管等において好適に使用可能である。
【背景技術】
【０００２】
従来より、血液の漏れ難い医用材料の設計思想としては「布内部に血液をしみ込ませ難い構造を付与することによって、漏血を防ぐ方法」が採用されている。しかしながら、血液をしみ込ませ難い構造を得るためには、当然ながら繊維を緻密に織り込む必要がある。このように繊維を緻密に織り込んだ際には、個々の繊維が細密充填状態となって、得られた布がテント布の如く硬くなることは避けがたい。このような硬い布製の人工血管等を用いると、動脈硬化症によって石灰化を生じた動脈や、動脈瘤によって今にも破れそうに薄く脆くなった動脈壁に逢着させるには、硬さの不具合で手術が困難なことが多い。
【０００３】
このような制約の中で、人工血管の織り方や編み方等を工夫することによって、出来る限りの柔軟性を実現しつつ、且つ血液の漏れを少なくした人工血管の開発がこれまで行われてきた。
【０００４】
繊維のみで血液の漏れを少なくした繊維製の医用材料は、その基本構造から、「編み」組織と「織り」組織とに分類することができる。このうち前者（編み組織）は製造工程が単純であり、柔軟性を有するという特徴を有するが、形態維持力が弱いことに加え多孔質構造となりがちなため繊維間隙から血液が漏れる恐れがある。そのため、編み組織の人工血管は、血液が漏れても直ちに生命が危険にさらされることのない部位である、四肢末梢の動脈等の修復に使用される人工血管等として用いられている。
【０００５】
一方、後者（織り組織）は前者に比べて多孔質構造の程度を低くすることが可能であって繊維間隙を小さくして血液を漏れ難くできることから、大動脈等の手術に使用される人工血管に用いられている。この織り組織と編み組織の他に不織布組織も存在するが、構造の不均一性と形状維持の不安定さから、血圧のかかる場には不織布組織は使用されていない。
【０００６】
繊維製の医用材料の血液の漏れ程度を推測するには、繊維間隙の総量を用い、一般的には透水率（Water permeability，もしくはporosity）や空隙率（Void content）として表現される指標が用られる。このうち前者（透水率）が一般的であり、アメリカＦＤＡの人工血管ガイドラインにも測定方法が記載されている。（Guidance for Industry and FDA Staff. Guidance Document for Vascular prostheses ５１０（ｋ） Submissions,U.S. Department of Health and Human Services Food and Drug Administration Center for Devices and Radiological Health,Document issue. on : November ２６，１９９９）
【０００７】
この透水率は、１ｃｍ2の広さの布の繊維間隙を、一分間に１２０ｍｍＨｇに相当する圧力をかけた水が通過する量により表現される。織り組織を有する人工血管では通常、透水率が５０ｍｌから５００ｍｌの間の製品が使用されており、編み組織を有する布製人工血管の場合は通常、透水率が８００ｍｌから２０００ｍｌの間、特に１２００ｍｌから１５００ｍｌ程度の製品が一般的である。したがって、透水率が１００ｍｌの人工血管では繊維間隙が１５００ｍｌの人工血管より狭いことから、血液の漏れは少ない。しかしながら、繊維間隙が狭いために、本発明者の知見によれば、その間隙への細胞侵入も少なくなり、繊維と生体組織との一体化のし易さ、すなわち生体親和性は低下する傾向がある。
【０００８】
これとは逆に、繊維間隙が広ければ（すなわち透水率が高ければ）、広い繊維間隙を有することから、生体内に植え込まれると、繊維間隙に細胞が侵入し、生体組織と繊維構造とが一体化し易く、繊維が生体内で長期間にわたって安定化することが期待される。したがって、このような材料は、長期間植え込みを行う医用材料に使用されている。
【０００９】
上述したように、生体組織と繊維性医用材料との生体内一体化を目的とする場合には透水率の高い組織、すなわち繊維間隙の広い布が、出血の危険性の少ない領域では選択されている。しかしながら、繊維間隙が広いと言うことは、血液が漏れ易くなると言う欠点をも併せ有することとなる。したがって、血液が漏れない程度に低い透水率であって、細胞が侵入し易い程度に広い繊維間隙を有すると言う、相反する条件下で、身体の部位によって適当な透水率を有する人工血管を使用する選択することが、従来より一般的に行われて来た。
【００１０】
しかしながら現実には、如何に透水率が低くても、生体内においては、ある程度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あたっては、植え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（Preclotting）を行う場合が大部分である（Yates SG, Barros AAB, Berger K, Fernandez LG, Wood SJ, Rittenhouse EA, Davis CC, Mansfield PB, Sauvage LR. The preclotting of porous arterial prostheses. Ann Surg  １９７８；１８８：６１１−６２２．）
【００１１】
しかしながら、最近の血管外科手術では血液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も多く、したがって血液の漏れに起因する手術後の大量出血という危険な事態も生じうる。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、血栓組織は容易に溶解されてしまうことから、手術後に生命を脅かすほどの大量出血を来す危険性があった（Sauvage LR, Berger K, Wood SJ, Sameh AA, Wesolowski SA, Golaski WM, Dedomenico M, hartmann JR. A very thin, porous knitted arterial prosthesis: experimental data and early clinical assasement. Surgery.  １９６３；６５：７８−８８．）  （Wuerfein RC, Campbell GS. Analysis of preclotting technique for prosthetic arterial grafts. Ann Surg  １９６３；２９：１７９−１８２．）
【００１２】
上記の傾向を考慮して、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材料では、（上述したような繊維自体の編み方や織り方の工夫の他に）ある程度血液が漏れる状態の布であっても、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、医用材料の中に血液をしみ込ませないことで、血液の漏れを防ぐ工夫もなされてきた。これがいわゆる被覆人工血管や被覆パッチであり、既に製品化されている。（Scott SM, Gaddy LR, Sahmel R, Hoffman H. A collagen coated vascular prosthesis. J Cardiovasc Surg．  １９７８；２８：４９８−５０４（非特許文献１）；Noishiki Y. Chvapil M. Healing pattern of collagen-impregnated and preclotted vascular grafts in dogs. Vasc Surg．  １９８７；２１：４０１−４１１（非特許文献２））
【００１３】
このような手術では、繊維と生体との長期的な一体化による安定性を望むよりも、血液が決して漏れないという安全性を重視している。
【００１４】
ところが、これらの被覆人工血管や被覆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の多くが牛由来物質であることから、近年のいわゆるＢＳＥ（狂牛病）の影響を恐れて、その使用が厳密に再検討されるようになってきた。
【００１５】
他の問題点としては、織り構造の布に関しては、その切断端がほつれ易いという欠点が指摘されている。編み構造に比べて、織り構造では、特に斜め方向に切断された場合には、切断端に縫合針がかけられた場合、その部分がほつれる可能性が大きい。
【００１６】
耐ほつれ性のテストとしてはGuidance for Industry and FDA Staff. Guidance Document for Vascular prostheses 510(k) Submissions, U.S. Department of Health and Human Services Food and Drug Administration Center for Devices and Radiological Health, Document issue. on : November  ２６，１９９９に記載がある。通常は、この試験方法に則って切断端から２ｍｍ離れたところに糸をかけて引き、それによってほつれるに要する力をSuture Retention Test（ＳＲ）として計測する。編み構造の布で１．０ｋｇ程度、織り構造では０．３ｋｇ程度が一般的な値となっている。
【００１７】
耐ほつれ性を向上させるには、繊維を緻密に織り込む必要があるが、このようすれば前述した如く、得られた繊維がテント布のような硬さとなって取り扱い上問題となる。一方、繊維を緩く織り込むとほつれ易くなり血液が漏れ易くなるという欠点が未解決のままである。
【００１８】
すなわち繊維製の医用材料、特に血液に触れる可能性のある人工血管やパッチ材料等では、血液の漏れ、ほつれ問題、布の硬さ、取り扱い製、細胞との親和性、すなわち生体組織との一体化等が、織り方、編み方、繊維間隙等によって異なり、それぞれに利点と欠点とを併せ有している。
【００１９】
上述したように、従来技術による人工血管やパッチ材料においては多くのディレンマが未解決問題として残されたままであった。
【００２０】
【非特許文献１】Scott SM, Gaddy LR, Sahmel R, Hoffman H. A collagen coated vascular prosthesis. J Cardiovasc Surg．  １９７８；２８：４９８−５０４．，
【非特許文献２】Noishiki Y. Chvapil M. Healing pattern of collagen-impregnated and preclotted vascular grafts in dogs. Vasc Surg．  １９８７；２１：４０１−４１１．
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００２１】
本発明の目的は、上記した従来技術における欠点を解消可能な繊維製の医用材料を提供することにある。
【００２２】
本発明の他の目的は、血液の漏れを最小限に抑制しつつ、耐ほつれ性も向上させ、更には細胞親和性も維持した特性を有する繊維製の医用材料を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００２３】
本発明者は鋭意研究の結果、繊維組織における特定の液体の透過性を、他の特定の物性と組み合わせて指標として用いることが、上記した課題の解決に極めて有用であることを見出した。
【００２４】
上記知見に基づき、本発明者は更に研究を進めた結果、特定の極細繊維を上記した物性の組合せを満たすような態様で用いることにより、透水率をある程度高く維持しつつ、透血率を一定程度に抑制可能であることを見出した。本発明の医用材料は上記知見に基づくものであり、より詳しくは、０．５デシデックス（ｄｔｅｘ）以下の極細繊維を少なくともその流体接触側の面（管状構造である場合には、その壁内部）の繊維間隙の一部に有し、透水率：ＷＰ（ｍｌ／ｃｍ2，６０ｓｅｃ．）と透血率：ＢＰ（ｍｌ／ｃｍ2，３０ｓｅｃ．）との比Ｑ＝ＷＰ／ＢＰの値が６以上であることを特徴とするものである。
【００２５】
本発明によれば、更に、基本が織り構造である繊維製の布において、０．５デシデックス（ｄｔｅｘ）以下の極細繊維を少なくともその流体接触側の面（管状構造である場合には、その壁内部）の繊維間隙の一部に有し、且つ、下記式：
【００２６】
Ｒ＝（Ｎ＋Ｍ）2／ＷＰ＞８．０×１０6
（式中、Ｎ：１平方センチメートルあたりの横糸の繊維総本数、Ｍ：１平方センチメートルあたりの縦糸の繊維総本数、ＷＰ：布の透水率）の関係を有する医用材料が提供される。
【００２７】
本発明において、所定の極細繊維は、少なくとも医用材料の流体接触（例えば、血液、リンパ液、体液、電解質液等の生体内に存在する流体）側に存在すれば足りる。これは、後述するように、本発明の医用材料の機能が、主に流体接触側に存在する極細繊維によって奏されるからである。したがって、例えば本発明の医用材料が管状構造を有する態様においては、所定の極細繊維は、該管状の壁内部の少なくとも一部に存在すれば足りる。
上記構成を有する本発明の医用材料において、好適な結果が得られる理由は、本発明者の知見によれば、以下のように推定される。
【００２８】
すなわち、本発明の一つのポイントは、血液凝固がフィブリンの析出によって開始される経路と、血小板の凝集によって開始される経路、という２つの経路があることに着目したことにある。この中で、前者のフィブリンの析出の場合は、ヘパリンによって阻止されること、及び、析出したフィブリン網が線維素溶解現象によって溶かされること、といった不都合があるものの、急速に大量の巨大な血栓を形成させ、血液凝固を得ることが可能なため、従来技術では経験的にこの経路を使用してきた。しかしながら本発明では、結果手に血小板による血栓形成を主に利用することとなり、これにより、ヘパリンの影響や線維素溶解現象の影響を実質的に避けることができる。すなわち、血小板の凝集による血栓形成はヘパリンや線維素溶解現象の影響を受けないため、本発明においては、微細な繊維間隙に積極的に血小板の付着を誘導することにより、効果的な血栓形成を促進することができる。
【００２９】
このような血栓形成を主に利用する方法を効率よく発揮させるには、通常の太さの繊維間隙に極細繊維をごく僅かであっても配すること、あるいは極細繊維によって医用材料を構成させることで繊維間隙を狭く保ち、その繊維隙間に血小板の粘着、凝集を呼び込むことで実現可能であり、この結果、本発明においては、安定した血栓の形成およびその維持がもたらされるものと推定される。
【発明の効果】
【００３０】
上述したように、本発明によれば、０．５デシデックス（ｄｔｅｘ）以下の極細繊維を少なくとも壁内部の繊維間隙の一部に有し、透水率：ＷＰ（ｍｌ／ｃｍ2，６０ｓｅｃ．）と透血率：ＢＰ（ｍｌ／ｃｍ2，３０ｓｅｃ．）との比Ｑ＝ＷＰ／ＢＰの値が６以上であることを特徴とする医用材料が提供される。
【００３１】
本発明によれば、更に、基本が織り構造である繊維製の布において、０．５デシデックス（ｄｔｅｘ）以下の極細繊維を少なくとも壁内部の繊維間隙の一部に有し、且つ、下記式：
【００３２】
Ｒ＝（Ｎ＋Ｍ）2／ＷＰ＞８．０×１０6
（式中、Ｎ：１平方センチメートルあたりの横糸の繊維総本数、Ｍ：１平方センチメートルあたりの縦糸の繊維総本数、ＷＰ：布の透水率）の関係を有することを特徴とする医用材料
【００３３】
本発明によれば、透水率を比較的に高く維持可能（材料自身の占める割合が比較的に低い）であるにもかかわらず、透血率を比較的に低く抑制して、漏血の少ない安全な医用材料を作製することができる。
【００３４】
本発明によれば、繊維間隙に積極的に血液のしみこみを計った上で、浸入した血液の凝固性を高め、形成された血栓を安定して留めておくことによって、血液の漏れが少ない医用材料を作製することができる。
【００３５】
本発明によれば、透水率を比較的に高くできることから、生体内で宿主の細胞が医用材料内に侵入しうる経路は開かれており、且つ繊維間隙のトータル量が高いために医用材料内への細胞の侵入が容易であることから、繊維材料と生体組織との一体化した状態を生体内で容易に形成することができる。
【００３６】
本発明において、通常の繊維と同程度の強度を有する極細繊維が交絡状態にある態様にでは、透水率が同程度であっても切断端の耐ほつれ性の高い繊維製品を容易に与えるため、手術時に任意の方向に裁断されたにしても、切断端の縫合が外れ難い（すなわち安全性の高い）医用材料を提供することができる。
【００３７】
本発明においては、繊維間隙を狭く且つ多くすることが容易であるため、生体内吸収性物質を組み合わせる態様では、該生体内吸収性物質をたとえ微量であっても容易に繊維間隙に留めておくことが可能である。したがって、このような生体内吸収性物質に血液を凝固させる性質を持たせておくことで、更に漏血を少なくした医用材料を容易に作製することができる。
【００３８】
本発明においては、繊維間隙を狭く且つ多くすることが容易であるため、生体内吸収性物質を組み合わせる態様では、該生体内吸収性物質を繊維間隙に安定して留めておくことが可能であるため、少量の生体内吸収性物質を用いた場合にも、実質的に完全な止血性を有する医用材料を容易に作製することができる。
【００３９】
更に、本発明においては、生体内吸収性物質を組み合わせる態様では、繊維間隙に生体内吸収性物質をたとえ微量でも安定して留めておくことが可能であるため、該生体内吸収性物質に種々の生理活性物質を吸着させたり留めておく等の方法により、それら生理活性物質を生体内で徐放出させることが可能となる。したがって、種々の生理活性を有する（しかも徐放出性を有する）医用材料を容易に作製することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００４０】
以下、必要に応じて図面を参照しつつ本発明を更に具体的に説明する。以下の記載において量比を表す「部」および「％」は、特に断らない限り質量基準とする。
【００４１】
（医用材料）
本発明の医用材料は、０．５デシデックス（ｄｔｅｘ）以下の極細繊維を少なくとも壁内部の繊維間隙の一部に有し、且つ、透水率：ＷＰ（ｍｌ／ｃｍ2，６０ｓｅｃ．）と透血率：ＢＰ（ｍｌ／ｃｍ2，３０ｓｅｃ．）との比Ｑ＝ＷＰ／ＢＰの値が６以上のものである。
【００４２】
本発明の他の態様によれば、基本が織り構造である繊維製の布において、０．５デシデックス（ｄｔｅｘ）以下の極細繊維を少なくとも壁内部の繊維間隙の一部に有し、且つ、下記式：
【００４３】
Ｒ＝（Ｎ＋Ｍ）2／ＷＰ＞８．０×１０6
（式中、Ｎ：１平方センチメートルあたりの横糸の繊維総本数、Ｍ：１平方センチメートルあたりの縦糸の繊維総本数、ＷＰ：布の透水率）の関係を有する医用材料が提供される。
【００４４】
（血栓形成の推定メカニズム）
本発明の医用材料が効果的である理由を説明するための前提として、本発明における血栓形成の推定メカニズム（本発明者の知見に基づく）について、先ず述べる。
【００４５】
すなわち、血栓形成は前述の通り、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、いずれも、ひとたび血栓形成がスタートされれば、両者は影響を及ぼし合って、相次いで互いに血栓を絡ませ合い、それらの相乗的効果が発揮されることで、肉眼的に認められる血栓を作り上げる。したがって、血栓が形成される場では、どちらが先にスタートしたかは問題にされることは少なく、医用材料の開発においては、いずれの経路を用いるかについては着目されていなかった。本発明では、この血栓形成のスタート時点に注目して、ヘパリン投与や線維素溶解現象によっても影響を受け難い、血小板の凝集という経路を最大限に活用するため、血小板の粘着と凝集とを誘導する環境を、繊維間隙に作製する工夫を行った。
【００４６】
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、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、血小板血栓を成長させる。このようにして連鎖的に破裂を起こした血小板の残骸が積み重なって、フィブリンの析出に頼ることなく血栓を形成することができる。
【００４７】
血小板の凝集物にフィブリンは付着し易いため、その凝集物の部にフィブリンが付着し、急速に広いフィブリン網を形成し始めると、巨大な血栓へと成長する。このフィブリン網に血小板が更に付着して破裂を繰り返すと、この血栓形成は加速度的に広がりを見せて、急激に巨大化する。
【００４８】
血小板の大きさは１〜２μｍ（ミクロン）程度であり、市販の布製人工血管の繊維間隙は通常５０μｍ程度であることから、血小板が次々と凝集して塊を形成しても５０μｍ以上の凝集塊を作製するには多量の血小板が必要であり、時間もかかる。しかしながら、フィブリンの析出は、フィブリンが急速にネットワークを形成することから、短時間に効率よく５０μｍ以上の血栓を容易に作りうる。従って、フィブリンの析出によれば、繊維間隙が５０μｍ以上あるような繊維製の医用材料であっても、前述したプレクロッティング操作で止血しうる。この理由は、プレクロッティングによる血栓形成は、血小板の凝集もフィブリン網の形成も急激に生じるからである。
【００４９】
しかしながら、フィブリンのネットワークにのみに止血を依存すると、前述したようにヘパリンや線維素溶解現象の影響を受け易いという欠点がある。そこで、できる限り、血小板の凝集に主体をおいた血栓形成を活用することで、確実な止血性を高めたのが、本発明の新しい技術である。
【００５０】
当然のことながら、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ことから、血小板血栓にフィブリンが付着した状態を排除することはなく、この状態で血栓が安定して付着することで、より効率よく血栓形成が進むことも期待している。しかしながら、実質的に血小板の凝集のみでも血栓を形成させ、漏血を減少させ得る点に、本発明の一つの特徴がある。
【００５１】
このような状態を編み組織を有する布製の医用材料で得るためには、繊維の間隙はどのような状態が望ましいか、という点に的を絞って鋭意研究した結果、本発明者により、血小板の凝集による塊のみでも繊維間隙を閉じて血液の漏れを生じさせる構造が極めて好ましく、その為には、繊維間隙が３０μｍ以下、より好ましくは２０μｍ以下、更には１０μｍ以下に狭く繊維が接し合う状態を有することが好ましいことが判明した。
【００５２】
しかしながら、血小板のみによる完全な止血を達成しなくとも、現実には血小板の凝集塊には白血球も付着して血液を漏れ難くする現象も見られるため、繊維間隙のサイズを測るよりも血液の漏れを測る方が実質的に便宜であることも、本発明者により見い出された。
【００５３】
現実問題として、無数にある繊維間隙をいちいち計測することは不可能に近い。そこで本発明では、血液間隙に、実際に血液を通すことによって、血漿板の凝集を惹起させ、血液の透過量がどの程度になるかを規則する手法を開発した。
【００５４】
（透血率）
このように繊維間隙を実際の血液の透過量で規定するために、本発明においては、血液が布の繊維間隙をどのように通過して行くかを数値的に表現する。より具体的には、動物から血液を採取し、それを透水率を測定すると同じ条件で、すなわち１２０ｍｍＨｇの圧に相当する圧をかけつつ、１ｃｍ2の布を通過する血液量を測定する。本発明では、このようにして透血率という新たな評価方法を開発し、その評価方法を基にして繊維製の医用材料設計を行った。より具体的には、本発明においては、後述する「実施例」で示すような透血率の測定方法が好適に使用可能である。
【００５５】
透血率を測定するにあたっては、新鮮な血液であればあるほど生理的な条件でのデータが得られるが、新鮮血をそのまま使用すればフィブリンによる血液凝固作用によって、測定途中にフィブリンのネットワーク形成による血栓で繊維間隙が目詰まりする。従って、この透血率の測定に際しては、少なくともフィブリンのネットワーク形成による止血を実質的に阻止した状態で、血小板の付着のみを惹起させつつ血液を通過させることが要求される。
【００５６】
すなわち血小板の凝集のみによる止血を得るためには、血液にヘパリンを加えて、フィブリンを析出させない状態の血液を得る必要がある。この状態で血液の漏れを観察し、その通過状態を測定することで、線維素溶解現象の状態下における血液の漏れ状態をも表現することが可能となる。
【００５７】
そうなると、そのような状態を得るための必要最小限のヘパリン量が問題となる。その指標として、本発明では臨床で日常的に行われている方法を採用した。すなわち、臨床ではヘパリンが加えれらた状態の血液の凝固性を測定する方法として、Activated Clotting Time（ＡＣＴ）を測定している。一般には、その値が４００秒以上となった血液ではフィブリンの析出が防げることから、心臓や大動脈等の大血管の手術を安全裏に行っている。したがって、本発明では、これと同じ要領で、すなわち血液にヘパリンを加えて、ＡＣＴを４００秒以上となった状態での新鮮な血液を評価用に使用した。
【００５８】
水に比べると、血液は粘性抵抗が高い。このような粘性抵抗の高い媒質の流れは温度に依存する。これに関しては、ハーゲンポアジュールの法則があって、毛管の流れに関する方程式には、粘性率の温度依存性、浸透流の圧力購買との関係等を設定して、媒質の透過率を流体の粘性率で算出する方法がある。
【００５９】
毛管の集合体の様な状態である微粒子を充填したような場での流れに関しては、ダルシールの法則が適応される。詳細に説明すると、微粒子を充填したものや素焼きのように間隙のある物質中に圧力勾配Ｄｐをかけて粘性流体を流したとき、その平均流速ｖは  ｖ＝−ｋＤｐと表される、と言う法則である。ｋは粘性率や間隙の幾何学的性質によって決まる係数で、透水係数（Permeability）とよばれる。地下水の流れの解析では、この法則が使われている。
【００６０】
従って、本発明の繊維間隙を流れゆく血液の状態を表現するには、ハーゲンポアジュールの法則とダルシールの法則を適応すべきであるが、現実には、たとえ血液にヘパリンを加えていても、血小板が粘着性を発揮するため、それが繊維に次々と付着してゆくことから、繊維間隙における幾何学的条件が時間の経過と共に異なってくるのみならず、血液性状も変化して粘性抵抗が変わってゆくため、それらの法則をそのまま適応できない。そこで、血液を実際に流して、実測するのが最も正確な値を得る方が現実的であることから、本発明では、透血率を測定し、それと透水率とを対比する手法を採用した。
【００６１】
本発明において、透水率は後述するように、１分間に１ｃｍ2の布を通過する水の量をもって表現する。しかしながら、血液を流すときには、最初の３０秒間の測定が、血小板の付着、凝集が生じつつ、血液を透過させる状態を観察するのに好都合であることを本発明者は見出した。それは、血小板が異物に触れると、一般的には３０秒以内に凝集することに起因しているため、血小板が繊維間隙に粘着し凝集する状態を最も顕著に示すことが可能となるからである。
【００６２】
もしも３０秒間以上の透血量を測定すると、繊維間隙に血小板が付着した所に赤血球が積層する箇所が出て、血液透過を阻止し始めるため、正確な繊維間隙を通過する血液量を測定し難くなる。赤血球は一度積層しても、その周囲に付着する機構を有しないことから、条件が変わると容易に剥がれてしまい、積層による目詰まりによって生じる止血効果がなくなることが判明している。そこで、透血率の測定は、最初の３０秒間に透過した血液量をもってのみ表現することが適切であることを見出したことから、本発明では、最初の３０秒間の血液透過量をもって、透血率とする。
【００６３】
このような評価に使用する血液は、馬、牛、豚、イヌ、羊、山羊等から採取した新鮮な血液を用いることが望ましい。中でも、健康で若い動物から常時均質な血液が入手可能の点からは、牛、羊、山羊の血液を用いることが好ましい。
【００６４】
その場合、動物にヘパリンを体重１ｋｇあたり１０００国際単位以上のヘパリンを静脈注射した後に採血し、更に、その血液のＡＣＴを測定して、その値が４００秒以下であれば、更にヘパリンを血液内に入れて、４００秒以上にした後に、評価に使用する。その時、その評価は、血小板にできるだけ刺激を与えないようにするため、血液を可能な限り愛護的に取り扱うと共に、貯血バッグも血液凝固を惹起し難い容器（すなわち、市販の輸血用採血バッグである容器）を使用し、採血後２時間以内に評価を終えることが望ましい。
【００６５】
このような方法を用いることにより、繊維製の布における透血率の測定が可能となった。しかしながら、透血率の低い繊維性布となれば、当然、繊維間隙が狭くて、血液を布の内部に浸透させない構造が極めて好ましいとなるであろう。しかしながら現実問題としては、前述したとおり、そのような緻密に織り込んだ布はテント布の如く硬くなる。そこで、本発明では、出来る限り繊維間隙を持たせて、布に柔軟性を賦与した状態で、それでいて、血液の漏れは最小限となるような繊維の種類とその配置の設計を行った。
【００６６】
そうなると、繊維間隙をある程度持たせ、それでいて血液を通し難い状態を数値的に把握することが極めて好ましい。そこで本発明では、繊維間隙をある程度持たせて、水は通過させるようにしている。この状態の方が、実際に生体内に植え込まれた場合、体の中の体液、電解質等の通過が可能となって、物質代謝に悪影響が少ないことも判明している。
【００６７】
そこで、本発明では、透水率はたとえ高くとも透血率は低い、もしくは同じ透水率であっても透血率は低いという、止血性に富む繊維製品の評価方式を開発した。そして、その評価方式を用いて、透水率は高いにもかかわらず漏血の少ない、すなわち止血性の優れた繊維構造を設計する、あるいは設計の基礎資料を得る方法を本発明では見出した。本発明においては、透水性は、後述する実施例において用いたような測定方法を用いて測定することが好ましい。
【００６８】
この指標を用いて本発明では、水は多く通すとも血液の透過量は少ない、という状態の布を特に設計する。このような状態の布を如何にして設計するかについて、種々の繊維製組織を有する布を徹底的に検討した結果、本発明では、そこに法則性のあることを見出した。すなわち、透水率（Water Permeability，ＷＰ）と透血率（Blood Permeability，ＢＰ）との比、すなわちＱ＝ＷＰ／ＢＰの値が６以上である場合は、水は通すとも、血液は通し難いと判断できることを見出した。このＱ＝ＷＰ／ＢＰの値は、更には６．５以上、特に７．０以上であることが好ましい。
【００６９】
その逆に、上記Ｑ＝ＷＰ／ＢＰの値が６未満である際には、ＷＰが高くなると、ＢＰも高くなる傾向を有することとなる。すなわち、水も血液も、同じように多量に透過させてしまう状態の繊維製の組織であると、判断することができる。しかしながら、Ｑ＝ＷＰ／ＢＰの値が６以上であると、たとえ水を多く透過させることができる状態であっても、血液の透過量は、水の透過量に比べて相対的に少ない、と言うことを意味している。
【００７０】
このような評価方法を用いて市販の人工血管を測定したところ、後述するように、それらの人工血管では、その値がすべて６未満であることが判明した。すなわち、市販の人工血管では、透水率も透血率も共に高いことが判明し、血液の漏れが著しいことが理解できる。
【００７１】
（狭い繊維間隙）
本発明者は、具体的に、組織がどのような構造を有すれば、Ｑ＝ＷＰ／ＢＰの値が６以上である状態が得られるのかについて検討した。その結果、該組織に狭い繊維間隙を多く持たせることによって血小板を多く捕捉させることが、そのような状況を作りうることを見出した。
【００７２】
この様な指標を基に、本発明ではその条件を満たす布の開発を行った結果、狭い繊維間隙を多く持たせつつ、それでいて繊維製の布構造を硬くすることを防ぐには、細い繊維を用いて布を作製する、および／または通常の太さの繊維間隙に極めて細い繊維を混在させることで、この状態を実現させることに成功した。
【００７３】
そこで、実際に市販の極細繊維を用いて、このような布を作製してみたところ、生体内に、特に血管壁や心臓壁に用いる人工血管とかパッチ材料として使用するには、たとえ極細繊維といえども、通常の太さの繊維と同等の強さがなければ、止血に成功しても、現実的には力学的強度の問題から使用に耐えないことが判明した。
【００７４】
現在、市販の０．５デニール以下の極細繊維では、種々の製造方法によって作られている。そしてそれぞれの繊維では製造方法によって、あるいはその組成によって、繊維を細くするために、同じポリエステル繊維であっても、強度の弱い繊維が多い。したがって、本発明では、その製造方法は問わないまでも、少なくとも通常の太さの繊維と同等の強さを有する極細繊維を使用することが、現実的に血液に触れるような部位に使用される医用材料を作製するためには極めて好ましいことを見出した。
【００７５】
本発明においては、極細繊維の作製方法は特に制限されない。他方、該極細維に付着する物質に対しては、注意すべき点がある。
【００７６】
すなわち、現在多くの極細繊維が、いわゆる海島構造もしくは分割型の製造方法で作られており、極細繊維が島部分であって、海部分は溶解させるか、あるいは分割によって割って外す方法がとられている。この時に、海部分や分割部分にポリアミド系のポリマーやポリオレフィン系のポリマー、ポリスチレン、可溶性ポリエステル系ポリマー等が使用される（このような極細繊維の製造方法の詳細に関しては、例えば、文献  Okamoto M: Ultra-fine fiber and its application, Preprints Japan-China Bilated Symposium on Polymer Science and Technology, 256-262, Tokyo, October, 1981. を参照することができる）。
【００７７】
これら種々の製法による極細繊維の中で、本発明では、海部分や分割部分を取り除いた後の極細繊維に付着するＳ（イオウ分）の量に注目し、その値の低い極細繊維の使用が望ましいことを見出した。
【００７８】
なぜならば、最近の極細繊維の製造方法では、海部分に可溶性ポリエステルを使用する極細繊維製造法が多く採用されている。この時、可溶性のポリマーにはスルフォン酸共重合体が使用されることが多い。この場合、アルカリ溶液でスルフォン酸共重合体を溶出除去するのであるが、それが微量に残留していると、スルフォン基が負荷電であることから、生体内で長期間にわたってカルシュームイオンを吸着し続ける可能性がある。その結果、極細繊維の周囲に石灰化が１年以内に生じる可能性が高くなることを、発明者は見出しているからである。
【００７９】
極細繊維は、通常の太さの繊維に比べて、同じ重量の繊維であっても繊維本数が多くなってその為に総表面積が広くなることから、もしスルフォン酸共重合体が微量でも残留していると、スルフォン基が広い表面積から放出され続ける可能性がある。このスルフォン基を測定するには、それを構成するＳの値を定量するのが一般的である。
【００８０】
したがって、本発明では、使用すべき極細繊維を選定するに際して、その製造方法は特に制限されない。しかしながら、極細繊維に付着したＳの値が高い場合、繊維周囲に動物実験で石灰化の現象を認めたことから、それを惹起させないために、極細繊維に付着したＳの値は２０ｐｐｍ以下の極細繊維を使用することが好ましい。このＳの値は、更には１０ｐｐｍ以下、特に５ｐｐｍ以下であることが好ましい。
【００８１】
そのため、本発明では、海部分や分割部分にポリアミド系のポリマー、ポリオレフィン系のポリマー、ポリスチレン等を用いて作製した極細繊維においては、スルフォン基を理論的にも残存させ得ないため、その付着物のＳ分析で２０ｐｐｍ以下である可能性が高いと思われる。このＳ分析の点からは、本発明においては、ポリアミド系のポリマー、ポリオレフィン系のポリマー、ポリスチレン等を使用することが好ましい。可溶性ポリエステル系ポリマーを用いた極細繊維であった場合には、該繊維をアルカリ溶液によって充分に洗浄し、その付着物のＳ分析で２０ｐｐｍ以下の値となった繊維を使用することが好ましい。
【００８２】
Ｓ分析の方法としては、任意の方法を使用可能であるが、酸化（燃焼）法が一般的である。具体的な方法は以下の通りである。
【００８３】
まず試料として、そのＳ分を測定すべき布を採取し、その重量（例えば、５ｇ程度）を測定する。次に、その試料を燃焼させて気化させる。この時、硫黄のＳが含まれていると、それはＳＯ3の形の酸化物のガスとなる。これを電解液中に導入して溶解させ、その液の中に溶解したＳの値を測定する。
【００８４】
測定器具としては、三菱化学株式会社製の全塩素・硫黄分析装置ＴＳＸ−１０を用い、電気炉の温度を摂氏８５０℃にして酸化させる。
【００８５】
（繊維の強度）
一方、繊維の強度に関しては、通常の太さの繊維では、例えば、衣料用に使用されているポリエステル繊維の強度は、４〜５ｇ／ｄｔｅｘの強さがある。しかしながら、多くの極細繊維は２〜４／ｄｔｅｘの強度である。作り方によっては、それ以上の強い繊維も作り得るし、一方ではそれ未満の弱い繊維もある。繊維の製造工程に於いては、繊維を強く延伸することで、繊維を構成する高分子の重合度を上昇させ、規則正しく分子配向を得ることができる。そして繊維強度は高くなる。しかしながら、延伸の過程で切れ易くなる。そこで、配向度の低い繊維で細く延伸する極細繊維製造方法があり、その場合は繊維強度は低下する。
【００８６】
本発明においては、少なくとも血液に触れるような部位の医用材料では、０．５ｄｔｅｘ以下の極めて細い繊維であっても、少なくとも、４ｇ／ｄｔｅｘ以上の強さ、好ましくは４．５ｇ／ｄｔｅｘ以上、更に好ましくは５ｇ／ｄｔｅｘ以上の強度を有する極細繊維の使用が好ましい。
【００８７】
繊維の強度は、通常の引っ張り試験器で充分に測定可能であるが、本発明では島津製作所試験機ＥＺ−ＴＥＳＴを用いて、解析システム（Factory Shikibu２０００）により解析している。
【００８８】
特に人工血管やパッチ材料を布の織り方や編み方に対して斜め方向に切り出したときに、切断端がほつれ易い状態となりがちである。もしもほつれると大出血も生じうることから、そのような切断端に極細繊維が有る場合には、たとえ細くとも、通常の繊維と同等の強さが要求されることが多い。
【００８９】
より具体的には、編み構造よりも織り構造の場合が解れ易いため、基本構造が織りであった場合でも、その切断端での耐ほつれ係数が０．８ｋｇ以上であることが好ましい。市販の織り構造の人工血管の耐ほつれ係数を測定したところ、おおよそ０．３ｋｇであり、丈夫な布でも０．４から０．５ｋｇであって、いずれも０．８ｋｇ以下であったため、通常繊維と同等の繊維強度を有する極細繊維を混在させることにより、これより高い耐ほつれ係数の値を繊維製の医用材料に持たせることに本発明では成功した。
【００９０】
一方、基本構造が編み組織である場合、市販の人工血管で検討すると、いずれも耐ほつれ係数が１．０ｋｇから１．５ｋｇ程度、すなわち全てが２．０ｋｇ未満であった。そこで、本発明では、通常繊維と同等の繊維強度を有する極細繊維を混在させることで、それを越える強度、すなわち２．０ｋｇ以上の耐ほつれ係数を持たせることに成功した。
【００９１】
この耐ほつれの測定も、前述した島津製作所試験機ＥＺ−ＴＥＳＴを用いて、解析システム（Factory Shikibu２０００）により解析することができる。
【００９２】
（織り構造の態様）
止血性を高めるためには、狭い繊維間隙を多く持たせることが極めて好ましい。有効なる繊維間隙数を現実に使用する繊維の本数でそれを表現出来るかどうか、本発明者が鋭意検討した結果、その布が基本的に織り構造である場合には、以下のことが判明した。
【００９３】
すなわち、基本が織り構造である繊維製の布においては、１平方センチメートルあたりの横糸の繊維総本数：Ｎ、１平方センチメートルあたりの縦糸の繊維総本数：Ｍ、布の透水率：ＷＰとしたときに、Ｒ＝（Ｎ＋Ｍ）2／ＷＰ＞８×１０6であることがが好ましい。このような構成を有する布が効果的な理由は、本発明者の知見によれば、以下のように推定される。
【００９４】
すなわち本発明では、現実的に布を構成する繊維の間隙数を単純に表して、多くの繊維製の医用材料を比較検討する指標の作製を試みた。具体的理論としては以下の通りである。
【００９５】
例えばｎ本の繊維があるとすれば、その中の一本の繊維から見た、他の繊維との繊維間隙数はｎ−１である。従って、ｎ本の繊維からみた繊維間隙の総数はそのｎ倍、すなわちｎ（ｎ−１）となる。しかしながら、それは、結果的にそれぞれの繊維間を重なって数えることになっているから、実際の総数はその半分の数となる。すなわち、ｎ本の繊維で構成される布の繊維間隙総数はｎ（ｎ−１）／２で表される。
【００９６】
織り構造を基本とする布を例に取ると、布を構成する糸を縦糸と横糸に分けることができるため、たとえば、１平方センチメートルあたりの縦糸の総本数をｎ本とし、横糸の総本数をｍ本とすれば、それらが交わって作られる布の内部での繊維間隙数は（ｍ＋ｎ）（ｍ＋ｎ−１）／２となる。すなわち（ｍ＋ｎ）2／２−（ｍ＋ｎ）／２である。
【００９７】
現実にはｎもｍも数が極めて多いため、相対的に（ｍ＋ｎ）は（ｍ＋ｎ）2に比べて数が少なくなることから、（ｍ＋ｎ）は無視しうる。
【００９８】
この考え方で、種々の織り構造を有する医用材料の繊維間隙数を対比すると、現実的には、繊維の総本数の自乗でもって比較することが妥当であるとの結論に至る。
【００９９】
このようにして得られる繊維間隙数の指標と、それが狭い繊維間隙状態を作っているかどうかを考慮した場合、本発明者は更に次のことを見出した。すなわち、繊維間隙が広くなると、透水率が高くなることから、「透水率」は繊維間隙を狭くするには反比例の関係にある。一方の「使用する繊維の総本数の自乗」は繊維間隙総数に対して正比例の関係にある。すなわち「使用する繊維の総本数の自乗」／「透水率」という関数で表される数値が狭い繊維間隙を多く有する状態を表すこととなる。
【０１００】
すなわち、本発明においては、「使用する繊維の総本数の自乗」／「透水率」という関数を指標にしているため、狭い繊維間隙を多く有し、血小板の捕捉、粘着、凝集の効率が高い繊維配置条件とすることが容易となると推定される。
【０１０１】
この時、布の厚みも考慮する必要があるであろうが、医用材料では、使い勝手の関係から、過剰に厚くなることは、実質的に無いと考えられる。医用材料においては、一般的には布の厚みは１０００μｍ以下であるため、厚みは上記の「関数」にそれほど大きな影響は与えないと考えられる。
【０１０２】
本発明者は、上記知見に基づき更に研究を進めた結果、（ｍ＋ｎ）2／ＷＰ＞８×１０6の条件を満たす程度に繊維間隙が狭くて多い布であれば、形成された血小板による血栓が安定して保持されることを見出した。このような結論は、後述するように、市販の織り構造を有する人工血管に於いて実測データに基づいて、その係数（（ｍ＋ｎ）2／ＷＰ）を求めることにより実証された。
【０１０３】
しかしながら、織り構造であっても編み構造であっても、繊維が束状になっていては、個々の繊維が細密充填的になるため、血小板を多く捕捉することは困難である。そこで、繊維を互いに分離させて、狭い繊維間隙を多く有する組織を作製することが極めて好ましい。
【０１０４】
そこで具体的に、「狭い繊維間隙を多く有する組織」に関して鋭意検討した結果、本発明者は、繊維が分散状態で存在する、不規則な交絡状態を有する、立毛及び／またはループ状が形成されている、の群から選ばれた一つ以上の状態を少なくとも一部に有することで、水は多く通すとも、血液は通し難い状況を作製することが可能であることを発見した。本発明においては、特開昭５０−１１７２８７号や特開昭５２−９４６９９号や特開昭５２−１１３０９４号や特開昭５３−１３７５９９号に示されているような編み地の表面にループを形成させる方法も活用可能である。
【０１０５】
更に、個々の繊維間に間隙を持たせる工夫としては、特公昭４８−２２１２６号、特公昭５３−２２５９３号等に示されるような多成分系の繊維の一部を除去するか、もしくは剥離させる等の手段によって繊維を分離させた繊維束を基本構造の一部に使用することも、本発明の目的を達成する一つの手段として有効である。
【０１０６】
本発明では、極細繊維を使用することで、繊維製の医用材料の内部に極めて狭い繊維間隙を可能な限り多く確保するという条件を、容易に満足することができる。極細繊維の中でも、０．５デシデックス以下の極めて細い繊維となれば、繊維の総重量や総体積に比べて、総繊維間隙数を桁違いに増加させることが可能となり、血小板凝集塊を多く捉えて、安定して維持させるのに好都合であることが、本発明では見出されている。
【０１０７】
極細繊維には種々の製造方法があるが、本発明においては、多成分系の繊維によって製造する極細繊維を用いることも可能である。その理由は、多成分系で作製する繊維には、多成分系の繊維の一部を除去するか、もしくは剥離させる等の手段によって、繊維間に僅かながらも間隙が生じることから、この繊維間隙を活用して、その部分に血小板の粘着と凝集とを促し、安定した血栓形成を得ることができ、更には後述するウォータージェット（Water jet）等の技術を併用することで繊維間隙が広がることから、その効果を飛躍的に向上させうる。したがって、極細繊維を利用することのみを目指した特開昭６１−４５４６号、特開昭６１−５８１９０号、米国特許４，６８９５，２８０号、及び米国特許４，７４３，２５０号等とは異なる効果を発揮した状態での多成分系の糸の使用を、本発明では可としている。
【０１０８】
本発明では極細繊維を用いた上でウォータージェットのごとき流体を吹き付けることによって、この極細繊維を不規則に絡み合わせ、更には繊維束からばらけさせて繊維間隙に不規則にはみ出すようにすることで、あるいは嵩高加工糸を用いることによって極細繊維の配列にも乱れを生じさせること等によって、本発明の目的である狭い繊維間隙を多く有する状態を作製することもできる。
【０１０９】
更に、繊維製の布の一部の糸に熱収縮糸を使用すれば、加熱後にその収縮糸部分が収縮することによって、他の糸の束にゆるみが生じ、結果としてゆるみが出来た糸の束の個々の糸が分散することから、本発明では、熱収縮糸を一部に使用することが好ましい。
【０１１０】
このような状態を作製するには極細繊維形成性複合繊維を仮より加工し、潜在捲縮能を持たせ、この繊維で布を作製し、捲縮発現させた後、極細繊維化処理することによって分散した極細繊維を持たせることが更に有効である。
【０１１１】
（繊維間隙）
このような極細繊維の混在状態の布でどのような現象が繊維間隙に生じるか、以下に説明する。
【０１１２】
通常の人工血管に使用される繊維の多くはポリエステル繊維であり、その太さは約１．２デシデックス程度であって、その断面直径は約１６から２０μｍ程度である。しかしながら、この時僅かながらでもそれらの繊維間隙に極めて細い繊維、すなわち０．５デシデックス以下の細い繊維が混在していると、その断面直径は３μｍ以下となり、その細い繊維が通常の太さの繊維間隙に、あたかも蜘蛛の糸が張るかのごとく存在する状態を作りうることができるため、この部分に血小板を多く捉えることが可能となる。このとき、繊維が細ければ細いほど、繊維が柔軟となることから、このような不規則な蜘蛛の糸状の繊維配置が可能となる。すなわち、蜘蛛の糸が張った様な極細繊維の配置状況を、通常の太さの繊維間隙に容易に作製することができる。そしてその結果として、狭い繊維間隙を多く持たせることが可能となる。
【０１１３】
このような状況を創り出すには、ごく少量の極細繊維が通常繊維の間に存在していても、確実に狭い繊維間隙を多く有する状態の組織を確実に構成することができることが判明した。勿論、極細繊維のみでその布を作製すると、狭い繊維間隙が更に増加することも自明の理である。そして、この状態になると、一度血液が付着し、その部位に血小板を付着させた血栓を生じさせ、血栓によって繊維間隙を目詰まりさせると、その血栓は線維素溶解現象が生じてもヘパリンを使用しても容易には剥がれないことも判明した。すなわち、止血性の優れた構造の状態を得ることができることを、本発明では明らかになっている。
【０１１４】
（極細繊維）
現在、極細繊維が多く市販されているが、その多くは４ｇ／ｄｔｅｘ未満の強度である。もしも血圧がかかる場でこのような弱い繊維を用いた場合は、血小板の凝集塊を保持した極細繊維にも、通常の太さの繊維にも同じ圧力の血圧がかかることとなる。そうなると、もしも弱い繊維を使用していれば、その部分の繊維が引き延ばされ、血小板塊が外れ易くなり、あるいは繊維構造全体に破綻が生じて、結果的には一時的に止血が得られていても、破綻によって漏血現象を引き起こす可能性がでてくる。その為に、本発明で血小板の凝集による止血効果を発揮させるには、極細繊維は少なくとも、４ｇ／ｄｔｅｘ以上の強さ、更には４．５ｇ／ｄｔｅｘ以上、特に５ｇ／ｄｔｅｘ以上の強度を有することが好ましい。
【０１１５】
特に、繊維が緻密に織り込まれた織物構造に於いては極細繊維の強度はそれほど問題にはなり難いが、繊維間隙が広い編み物構造に於いては、強い張力が個々の極細繊維にかかる可能性があるため、極細繊維の強度が充分でなければ捕捉した血小板の凝集塊によって形成される血栓膜を確実に保持できない。その為には、同時に使用している通常の太さの繊維と同等の強度を有することが極細繊維にも望まれる。すなわち、０．５ｄｔｅｘ以下の極めて細い繊維であっても、少なくとも４ｇ／ｄｔｅｘ以上の強さ、更には４．５ｇ／ｄｔｅｘ以上、特に５ｇ／ｄｔｅｘ以上の強度があることが望ましい。
【０１１６】
極細繊維の存在の程度と、通常繊維の繊維間隙に蜘蛛の糸の如く張り出して来る程度との関係に関しては、本発明においては、通常繊維に対して、その総本数の１％でも極細繊維あれば、既に蜘蛛の糸状に繊維間隙に張り出させることができるが、まんべんなく繊維間隙を覆わせるには、５％以上の極細繊維が存在すると、繊維間隙に蜘蛛の糸が全ての繊維間隙にまんべんなく絡まったような状態になりうるため好ましい。本発明では、０．５デシデックス以下の細い繊維を、全体の繊維総本数（すなわち、該「極細繊維」をも含む繊維の総本数）の中で、少なくとも５％以上混在させることが好ましい。このような極細繊維の存在の程度と、通常繊維の繊維間隙に蜘蛛の糸の如く張り出して来る程度との関係は、本発明の基礎実験として、通常の繊維を用いた編み物の布の上に、極細繊維からなる不織布を被せ、それに８０気圧の水圧を有するウオータージェットをかけて、極細繊維を通常繊維に絡ませる実験により確認することができる。このとき、極細繊維の不織布の量を変えることで、極細繊維の絡まり具合を観察すればよい。
【０１１７】
極細繊維は少なくとも本数測定に於いては、織り組織においては、緯糸や横糸の種類と本数を測定することで、繊維製品内部での繊維の種類や分布等の測定が容易であるしかしながら、編み構造を有する繊維製品内部での異なる太さの繊維量や比率を測定することは容易ではない。そこで本発明では、繊維性布において、任意の方向に裁断して採取した布断面の繊維分布状態を光学顕微鏡もしくは走査型電子顕微鏡で観察する方法を採用することもできる。
【０１１８】
具体的に説明すると、鋭利な刃物で繊維製品を任意の方向に切断し、その切断面を走査型電子顕微鏡にて、３００倍から３０００倍の倍率で写真撮影し、切断面の幅が約５ｍｍ程度の範囲にある繊維の種類と太さ、その数を計測することで、０．５デシデックス以下の細い繊維が、全体の繊維総本数の中で、少なくとも５％以上あるかどうかを判断することができる。
【０１１９】
光学顕微鏡を用いる場合には、繊維製品を約１．５ｃｍ角のサイズに切断し、それを樹脂で包埋してガラスナイフにてその切断面の切片を作製して光学顕微鏡にて１００倍から１０００倍の範囲にて写真撮影を行い、切断面の幅が約５ｍｍ程度の範囲にある繊維の種類と太さ、その数を計測することで、０．５デシデックス以下の細い繊維が、全体の繊維の総本数の中で、少なくとも５％以上あるかどうかを判断する。
【０１２０】
このように極細繊維が繊維間隙に蜘蛛の糸状に張り出して繊維間隙を狭くすれば、同じ血圧のかかった血液を流しても、止血が可能となる理由に関しては、本発明者の知見によれば、ラプラス（Laplace）の法則により説明することができる。ラプラスの法則によれば、面張力の計算から、膜の表面にかかる張力は、その球面体の半径と圧力に比例し、その膜厚に反比例することが明らかにされている。
【０１２１】
この法則を繊維間隙に膜状に付着し、漏血防止効果を発揮せんとしている血栓に当てはめてみると、以下のようになる。
【０１２２】
すなわち、サイズの異なる繊維間隙に形成される血栓において、その厚みや強度が同じ程度の血栓が形成されていると仮定する。そして、血圧が一応に１２０ｍｍＨｇかかっているとしよう。そのような状態になった時、繊維間隙が広ければ、その間隙を張りつめる膜は引き延ばされて弧の状態を作製することとなる。そうなると、その弧の半径は、繊維間隙が広ければ、当然大きくなるため、膜にかかる張力はラプラスの法則によって当然大きくなる。そうなると、同じ１２０ｍｍＨｇ圧力がかかっていたにしても、血栓による膜圧が同じであっても、繊維間隙が広いと血栓膜には張力が強くかかるため、繊維間隙に張りつめた血栓の膜は破れ易くなる。
【０１２３】
しかしながら、繊維間隙が狭い場合、その半径は小さいため、その膜にかかる張力は小さくなり、同じ圧力、すなわち１２０ｍｍＨｇがかかっていても、ラプラスの法則によって小さな張力しか、かからないこととなるため破られ難くなる。すなわち、繊維間隙が狭ければ、形成される血栓の膜は安定する。この原理によって、繊維間隙が狭いと漏血の少ない布構造となると説明できる。
【０１２４】
具体的に他の例でそれを説明してみよう。たとえば、障子の骨である桟の間隙を広く取った場合と、狭く取った場合、広い桟の障子と狭い桟の障子では、同じ風を受けても、広い桟の障子の方が紙は破れ易い。障子の桟の間隙を極めて狭くすると、強い風によっても障子の紙は破れ難い。このような現象が、極細繊維を混在させた繊維間隙に於いて生じていると推定される。
【０１２５】
この場合、形成されている血栓の膜は、極細繊維と通常の太さの繊維との間、もしくは極細繊維と極細繊維との間に形成されていることが判る。この時に於いて、極細繊維のみが力学的に強度が弱くては、血栓膜が保持できない。極細繊維は通常の太さの繊維と同等の強度を有し、確実に血栓膜を捕捉していなければならない。この点において、本発明の効果を発揮させるには、０．５デシデックス（ｄｔｅｘ）以下の細さでありながら、通常の太さの繊維と同等の４ｇ／ｄｔｅｘ以上の強度を有する極細繊維の存在が重要である。
【０１２６】
０．５ｄｔｅｘ以下の極細繊維を用いた従来技術では特開昭６１−４５４６号、特開昭６１−５８１９０号、米国特許４，６８９５，２８０号、及び米国特許４，７４３，２５０号等がある。これらの技術は、本発明者によってなされた技術であるが、これらでは極細繊維を用いることによって、人工血管に柔軟性を持たせつつ、編み目を詰めて、止血性を高め、細胞との親和性を向上させることを目指している。
【０１２７】
米国特許４，６９５，２８０号では極細繊維を使用することによって止血性が良好になるとの記載があるが、これに関しては、極細繊維を用いることで布に柔軟性をもたせ、その結果として、吻合部に於いて、生体の血管との接合し易いことによる縫合線の隙間からの止血性が向上する、と記載している。すなわち、人工血管壁と生体血管壁との間隙からの出血防止であって、本発明における布の内部での止血性、すなわち布を貫通して生じる漏血性を防止する意味とは異なっている。
【０１２８】
現実的に米国特許４，６９５，２８０号に記載の技術を用いて人工血管を作製した場合を想定すると、極細繊維に強度がなければ、血栓保持性が弱くなることが危惧される。そして現実には、現在の所、この先行技術を用いた人工血管は臨床では使用されていない。
【０１２９】
本発明では、ある観点からは、特開昭６１−４５４６号、特開昭６１−５８１９０号、米国特許４，６８９５，２８０号、及び米国特許４，７４３，２５０号等の技術にも関連性を有する。これらの先行技術においては、極細繊維が内壁の一部に存在することを、内面に起毛していること、等が規定されているが、これでは壁内部での血小板の捕捉による止血効果が発揮できない欠点があった。本発明では、壁の内部における極細繊維の存在、特に繊維間隙での存在、更には極細繊維の強度等を規定することによって、先行技術では得られなかった効果を、本発明では発揮することが出来て、真の意味で、人工血管等の、血液に触れ、更に血圧等の力学的強度が要求される場にも使用可能な医用材料に、極細繊維を導入することが可能となった。
【０１３０】
特に、特開昭６１−４５４６号、特開昭６１−５８１９０号、米国特許４，６８９５，２８０号、及び米国特許４，７４３，２５０号等の技術が開発された時代における血管外科や心臓外科の手術においては、多量のヘパリンを使用しなかったこともあって、止血は繊維間隙に張りつめられる血小板の凝集とフィブリンのネットワークによって得られ、術中や術後の繊維素溶解現象に起因する大量出血は生じなかった。しかしながら、その後、人工心肺装置の発達等で大胆な手術が行われるようになったことから、ヘパリンを大量に使用する手術が多くなり、従来技術による繊維のみで作製される人工血管では繊維間隙からの漏血が問題となったことから、コラーゲンやゼラチンによる被覆人工血管が開発された経緯がある。
【０１３１】
すなわち、特開昭６１−４５４６号、特開昭６１−５８１９０号、米国特許４，６８９５，２８０号、及び米国特許４，７４３，２５０号等の技術では、使用する極細繊維の強度は指定していなかったために、編み組織等の繊維間隙が広い繊維製材料に用いた場合では、前述したとおり、折角極細繊維に付着させた血小板の凝集塊を、繊維強度が弱ければ、はぎ取られる可能性があった。この点において、本発明では、使用する極細繊維を、例え細くなっても、強度的には同等の強さの有する繊維の使用を推奨しているところで、極細繊維の新しい活用の領域を実現する道を開くこととなった。
【０１３２】
この現象は、本発明の基礎実験で、特に、透水率の高い人工血管の場合、その効果は著明に現れることが明らかとなった。特開昭６１−４５４６号、特開昭６１−５８１９０号、米国特許４，６８９５，２８０号、及び米国特許４，７４３，２５０号等では、透水率が５００ｍｌ／ｍｉｎ以下の範囲である低有孔性の人工血管を想定している。この場合は極細繊維に充分なる強度がなくとも、通常の太さの繊維間隙も狭いことから、捕捉した血栓のうちで、繊維素溶解現象が生じて、フィブリンのネットワークが消失しても、血小板の凝集塊による血栓が通常繊維の間隙にとどまれば、漏血は生じ難い。したがって、先行技術では極細繊維に充分な強度が無くとも、透水率が５００ｍｌ／ｍｉｎ以下の範囲である低有孔性の人工血管の範囲内では何ら不都合は無いと思われる。
【０１３３】
しかしながら、高有孔性の構造を有する場合、特に基本構造が編みであれば、通常繊維による繊維間隙が広くなりがちとなる。その時には、繊維間隙に捕捉される血小板の凝集塊は極細繊維への付着に頼らざるを得ない。この時に、極細繊維に充分なる強度、少なくとも通常繊維と同等の強度がなければ、その保持は不可能である。この意味から、本発明では、有孔性が高くなればなるほど、すなわち、一般的な表現では透水率が高くなればなるほど、極細繊維の存在は効果的となり、その強度も要求されるようになることを示した。
【０１３４】
本発明では、透水率：ＷＰ（ｍｌ／ｃｍ2，６０ｓｅｃ．）と透血率：ＢＰ（ｍｌ／ｃｍ2，３０ｓｅｃ．）との比Ｑ＝ＷＰ／ＢＰの値が６以上である繊維製品からなることを特徴としており、高い透水率であればあるほど、透血率はその６分の１以下であるため、量的な止血効果が向上する。従って、高有孔性の医用材料では、本発明が特に効果を発揮することが判る。本発明において、「高有孔性」とは、透水率：ＷＰ（ｍｌ／ｃｍ2，６０ｓｅｃ．）が、８００ｍｌ／ｃｍ2以上であることをいう。この透水率：ＷＰは、更には１０００ｍｌ／ｃｍ2以上、特に１２００ｍｌ／ｃｍ2以上であることが好ましい。他方、透血率：ＢＰ（３０ｓｅｃ．）は、１００ｍｌ／ｃｍ2以下、更には５０ｍｌ／ｃｍ2以下、特に２０ｍｌ／ｃｍ2以下であることが好ましい。
【０１３５】
従って、本発明で推奨する極細繊維が通常の太さの繊維間隙に蜘蛛糸状に存在することで、通常の太さのみの繊維間隙に比べると、極細繊維の介在によって繊維間隙が狭くなり、止血が容易となり、安全な医用材料を提供することが可能となる。それでいて極細繊維の存在は全体の透水率には影響し難いため、透水率が高くても透血率の低い、という医用材料を設計することが、本技術をもって可能となった。
【０１３６】
特開昭６１−４５４６号、特開昭６１−５８１９０号、米国特許４，６８９５，２８０号、及び米国特許４，７４３，２５０号等では、極細繊維を使用することを特徴としている。これらの従来技術をみると、織り組織の内面に極細繊維が存在すること、特に内面に立毛状態で存在することが重要であることを示している。これは血管内皮細胞の付着には有利な環境を与えうる。
【０１３７】
更に、詳細にみると、その透水率は５００ｍｌ以下であって、極細繊維によって繊維間隙を目詰まりさせた、すなわち繊維間隙を詰めた布組織を考えていることが判る。これに対して本発明では極細繊維の存在を内面に限っておらず、布の内部の繊維間隙にごく僅かであっても、更に望むならば、繊維総計の５％以上含むことで、透水率が高くとも血液の透過を抑制しるという本発明の目的を達することを示した。
【０１３８】
更に特開昭６１−４５４６号、特開昭６１−５８１９０号、米国特許４，６８９５，２８０号、及び米国特許４，７４３，２５０号等では、織り組織を念頭に置き、出きる限り繊維を詰めた状態に置き、血液が繊維間隙を通過し難いような状態を作製することを考慮している。更に内面に極細繊維が存在することを重視している。
【０１３９】
これらの先行技術では、それに記載されているように、内面に極細繊維が存在する、特に起毛状態で存在することによって、血管内皮細胞の付着に有利な環境をもたらすことが唄われている。確かに、その状態は内皮細胞にとっての良好な足場となりうる。しかしながら、先行技術で示される透水率５００ｍｌ以下の低有孔性人工血管の使用部位は大動脈であって、既に血管外科の領域では、大動脈に使用された人工血管では内皮細胞が被覆し難いことが明らかにされている。（Berger K,et al: Healing of arterial prostheses in man; Its incompleteness. Ann Surg  １７５；１１８，１９７２．）
【０１４０】
その原因は、血管内皮細胞には細胞の老化現象があって、ある程度細胞分裂を繰り返すと、細胞老化によって次世代の細胞を作製することが出来なくなるためである（Hoshi  Ｈ． et al．： Long-term culture of human endothelial cells. In Vitro Cell Dev. Biol  １９；６６１，１９８３．）したがって、透水率が５００ｍｌ以下の、大動脈に使用される人工血管に於いては、極細繊維を用いて血管内皮細胞に良好な足場を与えても、内皮細胞被覆には意味が無いこととなる。
【０１４１】
この意味から、極細繊維を用いることで、血管内皮細胞の被覆を促す先行技術には、意味が無い。しかしながら本発明では有孔性の多寡は問わないため、高有孔性に於いては、すなわち、透水率の高い人工血管に於いては、極細繊維を使用することで止血性が高まることとなり、内皮細胞の被覆とは関係なく、止血と言う意味からの安全性が得られる利点を、本発明では実現できた。
【０１４２】
特に、このような高有孔性の人工血管は、四肢の動脈に使用され、その使用前にはプレクロッティング操作によって編み目を目詰まりさせるため、止血性の高い本発明の、繊維強度の高い極細繊維を混在させた人工血管では、極めて有利な結果を得て、たとえ手術中や手術後に於いて繊維素溶解現象が起きて、危険な状態に陥ったにしても、安全な手術を行うことが出来る。
【０１４３】
特に、編み組織では、織り組織の様な緯糸と横糸のみの単純構造ではなく、編み構造であるが故に、極めて不規則且つ三次元的に、斜め方向の糸が組織内で立体交差することから、前述した特開昭６１−４５４６号、特開昭６１−５８１９０号、米国特許４，６８９５，２８０号、及び米国特許４，７４３，２５０号等の先行技術で示される「内面に露出した極細繊維」とは異なり、本発明ではどの部分に極細繊維が使用されても、必ず極細繊維は布の内部の繊維間隙に入り込むこととなる。特に編み組織であると繊維間隙にゆとりを有する構造を作製することが可能であることから、布内部の繊維間隙には必ず極細繊維が分散した状態で存在することが可能となる。この点が、先行技術で述べられる「内面に露出した極細繊維」とは異なり、本発明の「繊維間隙に存在する極細繊維」の利点となる。
【０１４４】
この時極細繊維が０．５デシデックス以下の極めて細い繊維であれば、通常の繊維に比べて柔軟であることから、必ず組織の内部に蜘蛛の糸が張られるが如く、繊維間隙に極細繊維が毛羽立ち状態を作りうることを本発明では見出したことから、少量の、すなわち極細繊維が僅かでも、できれば５％以上混在することで、編み組織であれば、その止血効果向上が得られることを確認した。
【０１４５】
したがって、極細繊維を一部に使用するということを考えると、本発明はある一面では、特開昭６１−４５４６号、特開昭６１−５８１９０号、米国特許４，６８９５，２８０号、及び米国特許４，７４３，２５０号に関連性を有するとも考えることができるが、極細繊維の強度を規定することによっても、極細繊維の真の特性を活かすという利点を本発明では実現することを可能とした。
【０１４６】
本発明では、極細繊維を積極的に分散状態で用いることを推奨している。このような現象は０．５デシデックス以下、好ましくは０．３デシデックス以下の極細繊維を用いて編み組織を形成させると、その繊維が極めて柔軟であるが故に、必ずばらけた状態、すなわち一部は分散状態となる。
【０１４７】
一方、特に特開昭６１−４５４６号、特開昭６１−５８１９０号、米国特許４，６８９５，２８０号、及び米国特許４，７４３，２５０号等の先行技術にみられるように織り組織に用いて透水率を５００ｍｌ以下にした場合は、個々の極細繊維が細密充填的に詰まる傾向となることから、本発明で目指す分散状態にはなり難い。
【０１４８】
そこで極細繊維を更に効果的に分散状態にする方法も採用することが望ましい。その具体的手段としては、特開平４−１２２２５２号に記載のように、水の如き流体を高圧でたたきつける操作、いわゆるウオータージェット処理を行うことで、通常の繊維は分散状態にならなくとも、極細繊維を選択的に分散状態にすることが可能である。
【０１４９】
特に多成分系繊維の一成分を除去するか剥離することによって製造した繊維を用いる場合には、ウオータージェット処理は効果的に極細繊維を選択的に繊維間を分離させ得るため、極細繊維を基本構造である編み組織を壊すことなく選択的に極細繊維のみを分散状態にすることが可能となる。
【０１５０】
従来技術では、この分野で、繊維間隙の広さを数値的に表す方法として、単に透水率のみで表現していた所を、本発明に於いては、繊維間隙の状態を機能的に、すなわち漏血性の程度を評価する方法として透血率という測定方法を案出し、その指標を用いて透血率を向上させる構造を案出した結果、従来技術ではなし得なかった進歩を得た。更には、そのような条件を得るには、理論的にはどのようになっているかを、ラプラスの法則を適応して説明することができた。
【０１５１】
血栓を効率よく形成させるには、血小板の凝集を促すことが効果的であることは以前から知られている。血小板の凝集を促進させる方法としては、血小板の表面が負に荷電していることから、陽荷電物質を使用する方法が採用されることがある。したがって、本発明では、その方法を採用することも可能としている。
【０１５２】
しかしながら、陽荷電物質を使用しない場合にも、血小板は異物に触れることで付着することから、本発明では、陽荷電以外の方法で止血に効果的な血小板を可能な限り多く捕捉する工夫も行った。
【０１５３】
ウォータージェットをかけると、それをかける水圧やノズル径、水量、継続時間、方向等によっても異なるが、通常繊維よりも容易に極細繊維は分散したり、互いに絡まったりし易い。
【０１５４】
このような状態となれば、通常繊維のみの構造物に比べて、繊維構造の形態維持効果が向上する。たとえば、引き裂き強度等も向上する。更には、繊維構造の型くずれ等が少なくなるという特徴が出てくる。従って、本発明では、使用した極細繊維が交絡状態にあることが好ましい。
【０１５５】
このような繊維の不規則な交絡状態によって、基本構造が織りの場合には、耐ほつれ係数が０．８ｋｇ以上が確保でき、更には基本が編み構造であれば、耐ほつれ係数が２．０ｋｇ以上が得られる。この様な高い耐ほつれ係数は、通常の太さの繊維のみを用いた織りや編み構造の布では得られない。この点では、本発明では大きな進歩が得られている。特に、０．５デシデックス以下の細い繊維であっても４ｇ／ｄｔｅｘ以上の強度を用いることによって確実に得られる効果は重要である。
【０１５６】
このようにして作製した布を医用材料、たとえば人工血管等に使用する場合、その形態維持のため、あるいは筒状にした場合のキンク（kink）防止のため、蛇腹加工を行うことは有効な手段である。
【０１５７】
更に、３０デシデックスから１０，０００デシデックスの範囲、好ましくは１００デシデックスから１，０００デシデックス程度の太さのモノフィラメント繊維を人工血管の周囲に巻き付けることで、形態維持やキンクの防止を計ることができる。これは従来技術の転用であるが、有効な手段として本発明でも使用可能である。
【０１５８】
この時、そのモノフィラメントの構造としては、鞘部融点が芯部融点よりも低い芯鞘構造を有すると、その取り扱いが容易となる。すなわち、モノフィラメントを前述の繊維製布に巻き付ける等して付着させた後に、加熱を行う。この時、鞘部分が融解し、芯部分は融解しない程度の温度をかけることによって、鞘部分が糊の作用を発揮し、繊維製布とモノフィラメントの芯部分とを融着させることができる。この操作によって、融着後のモノフィラメントの芯部分の力学的強度によって、繊維製布には形態維持効果が発揮される。
【０１５９】
（繊維材料）
本発明に使用する具体的な繊維材料は、本発明に規定される条件を満たす限り、特に制限されない。該繊維材料としては、ポリエステル、ポリアミド、ポリオレフィン、ポリテトラフルオロエチレンのいずれかのポリマーから形成されていることが、望ましいが、これらに限定される物ではなく、多の繊維材料を使用することも可能である。
【０１６０】
このような状態の医用材料を生体内に植え込むと、透水率が高いことで明らかなように、細胞の侵入は容易であることから、血液は通し難く、それでいて細胞の侵入を可能にして生体親和性を高めた、すなわち生体との一体化を得ることの出きる医用材料を実現することが可能となった。
【０１６１】
（モノフィラメントによる形態維持）
従来技術でポリエステル布製もしくはテフロン製のe-PTFEの人工血管に於いても、ポリオレフィン系の、具体的にはポリプロピレンのモノフィラメントが外側に巻き付けられて、屈曲に際して、あるいは周囲組織からの圧迫に対抗して、人工血管の形態維持を図っている。この時、ポリエステルとポリプロピレン、もしくはテフロンとポリプロピレンとは相溶性が実質的にないことから、付着しがたい。そこでお互いに剥がれ易い状態となっている。
【０１６２】
剥がれ易い状態においては、利点も生じる。すなわち、補強が不必要な部分が限局的に生じた場合、必要に応じて、容易に剥がすことができる。しかしながら、剥がれては困る部位で剥がれ現象が生じると問題である。したがって、他面では剥がれがたい溶着も望まれていた。
【０１６３】
本発明では、モノフィラメントをもちいて形態維持を図る従来技術を転用する事を推奨しているが、モノフィラメントを芯鞘構造にしておき、外側の鞘部分が内部の芯部分よりも少しでも低い温度で溶解する事が可能であると、溶着は容易になると共に、補強のために強度は溶解しにくい芯部分で維持することが可能である。したがって、本発明では、モノフィラメントが、芯鞘構造を持ち、鞘部融点が芯部融点寄りも低い芯鞘構造のモノフィラメントを使用することを推奨している。
【０１６４】
この時さらに、モノフィラメントを構成する高分子成分と、布を構成する繊維の高分子成分との少なくとも一部で同じ成分を使用していれば、溶融して溶着したモノフィラメントの一部と布を構成する繊維の一部とが容易に、しかも強く溶着しうるので、モノフィラメントがそれによって、あたかも布の構造内に、突然に、細かな根を張り巡らせた構造となる。そうなることで、剥がれにくいモノフィラメントによる補強が得られる。
【０１６５】
従来技術では、剥がれやすいという特徴と欠点を持つが、本技術では、モノフィラメントを構成する高分子成分と、布を構成する繊維の高分子成分との少なくとも一部で同じ成分を使用していれば、剥がれにくいと言う特徴を持つことができる。但し、比較的に剥がしにくくなる傾向が生じる。
【０１６６】
（生体内吸収性物質）
このような状態に設計した繊維性の医用材料に於いては、ごく少量の生体内吸収性物質を繊維間隙に予めしみ込ませておくと、更にその止血効果が向上することも、本発明では明らかにした。
【０１６７】
コラーゲンやゼラチン等の生体内吸収性物質を用いて人工血管を被覆し、出血を防止する技術は従来からある。しかしながら、ある程度の大量の生体内吸収性物質を用いて被覆しなければ完全な被覆は難しかった。それは繊維間隙からそれらの物質が剥離し易いことに起因していた。
【０１６８】
ところが、本発明の考え方によって作製した編み構造の布製医用材料では、繊維間隙に極細繊維が混在していたり、繊維間隙が多くあって、しかもそれらが狭いことから、その間隙にごく少量の生体内吸収性物質を含浸させるだけで、効率良くその生体内吸収性物質を確実に捉え、保持し続けることが可能となる。
【０１６９】
この現象は、例えば土壁塗りのことを思い浮かべると容易に理解できる。土壁は割竹を縦横に組んだ所に泥状の土を塗る。この時、泥状の土の中に藁を切って混在させることによって、泥状の土はしっかりと割竹に固着される。もしも藁が無ければ、泥の形態は維持しがたく、割竹への固着も不安定となる。本発明では、割竹が通常の太さの繊維であり、藁が極細繊維であり、泥が血栓であると考えると、容易にその状態が理解され、藁の有する重要性、すなわち極細繊維の混在効果が理解できよう。
【０１７０】
本発明においては、この時に、生体内吸収性物質の量をごく微量増やすだけで、完全に漏血も阻止することが可能であることが判明した。これも繊維間隙が多くて狭いことを活用した結果得られた効果である。
【０１７１】
含浸させる生体内吸収性物質は、加熱や冷却、乾燥、紫外線照射、ガンマー線照射、電子線照射等の物理的方法、もしくは、各種化学架橋剤による化学的手段で不溶化することが可能である。
【０１７２】
このような状態にしておくと、この生体内吸収性物質に止血効果を高める性質をもたせることで、微量の物質の含浸によって更に効率よく血小板の凝集を促して、出血し難い医用材料を提供することが可能となる。
【０１７３】
この生体内吸収性物質は、生体内に植え込まれると、３日以上、３ヶ月以内に吸収されることが望ましい。３日以上存在していることで、繊維間隙に生体内の線維芽細胞等の細胞が侵入し始め、これらの細胞が膠原繊維を作って血液の漏れない状態をもたらす。しかしながら、何時までも存在していると細胞侵入の障害となることから、３ヶ月以内に吸収されることが望ましい。
【０１７４】
この生体内吸収性物質は、通常の状態で保存すると、多くの場合、乾燥によって硬化することが多い。それを防止するには、グリセリンやソルビトール等の多価アルコールを含浸させることによって、乾燥を防ぎ、柔軟性を維持させることが可能である。この技術は既にコラーゲン等を被覆した人工血管で使用されており、本発明でもそれを転用することが望ましい。
【０１７５】
この生体内吸収性物質には、止血効果のみならず、様々な性質を持たせることも可能である。すなわち、生理活性を有する物質を含浸させておくことが可能となる。
【０１７６】
その為の生体内吸収性物質としては、ポリグリコール酸、ポリ乳酸、ポリエチレングリコール、ポリビニールアルコール、ポリアクリル酸、ポリビニールピロリドン、ポリ乳酸ーポリグリコール酸共重合体、生分解性（３−ヒドロキシルブレート−４−ヒドロキシルブチレート）ポリエステル重合体、ポリジオキサン、コラーゲン、ゼラチン、アルブミン、フィブリン、キトサン、キチン、フィブロイン、セルロース、ムコ多糖類、フィブロネクチン、ラミニン、アルギン酸、ヒアルロン酸、コンドロイチン硫酸、ポリアミノ酸、デキストラン、デキストリン、グルコース、アガロース、ペクチン、マンナン、遺伝子操作された細胞からの抽出物、遺伝子操作された細胞から産生される物質、およびそれらの誘導体、の群の中から選ばれた少なくとも一つ以上を構成要素として有することを特徴が望ましい。
【０１７７】
（生理活性物質）
これらの生体内吸収性物質に吸着させておく生理活性物質としては、蛋白、脂質、多糖類、酵素、抗生物質、抗菌物質、ホルモン、サイトカイン、ヘパリン、プロタミン、ウロキナーゼ、プラスミン活性剤、血液抗凝固剤、血液凝固促進剤、細胞成長因子、細胞増殖抑制剤、遺伝子操作された細胞からの抽出物、遺伝子操作された細胞から産生される物質、vascular endothelial growth factor（ＶＥＧＦ），platelet-induced growth factor（ＰＩＧＦ），transforming growth factor beta  １（ＴＧＦ．beta．１），ａcidic fibroblast growth factor（ａＦＧＦ），ｂasic fibroblast growth factor（ｂＦＧＦ），transforming growth factor.alpha．（ＴＧＦ．ａｌｐｈ．），epidermal growth factor，osteonectin，antiopoietin  １（Ａｎｇ  １），Ａｎｇ２，insulin-like growth factor（ＩＧＦ），pletelet-derived growth factor  ＡＡ（ＰＤＧＦ−ＡＡ），ＰＤＧＦ−ＡＢおよびＰＤＧＦ−ＢＢ，pletelet-derived endotherial growth factor (PD-ECGF) bone transforming growth factor（ＢＭＰ）、Hepatocyte growth factor（ＨＧＦ）、それらのいずれかの複合体もしくは誘導体、等の群から選ばれた少なくとも一つ以上であることが望ましいが、これらに限ることなく、他の生理活性物質を持たせることが可能である。
【０１７８】
（応用例）
本発明の医用材料は、血液と接触すべき部位である限り、その適用部位は特に制限されない。該材料からの漏血が問題を引き起こす可能性のある部位に、本発明の医用材料は特に好適に使用可能である。
【０１７９】
本発明で作製された布が筒状である場合には、例えば、人工血管、人工胆管、人工尿管、人工尿道、人工気管、人工気管支、等として生体内の管腔臓器や管腔組織の代替えもしくはその一部に使用され得る。
【０１８０】
更にまた、本発明で作製された布が平面状態であれば、例えば、人工脳硬膜、人工胸壁、人工肋膜、人工心膜、人工心臓壁、人工横隔膜、人工消化管壁、人工腹膜、人工腹壁、人工膀胱、人工筋膜、人工腱等として、生体内の臓器や組織にパッチ状に使用され得る。
【０１８１】
以下、実施例により本発明を更に具体的に説明する。以下の実施例においては、下記の測定方法を用いた。
【０１８２】
（各物性の測定方法）
＜透血率の測定方法＞
測定のための装置の作成と、血液の準備を行う。
装置としては、血液バッグと、それから血液を導入する塩化ビニールの管を用いる。これには輸血用に使用されるチューブで代用可能である。次に、測定すべき布を挟む器具が必要である。このためには、厚さ2mm程度のアクリルの板２枚に孔を開ける。この孔は１平方センチメートルもしくはそれ以上の広さを持つ。例えば、1cm角でも良いし、1.2cm直径程度の孔でも良い。この孔の部分に血液が導かれる様に、塩化ビニールのチューブを繋ぐ。このようにして２枚の板の間に、丁度孔の部分に一致するように試料の布を挟み固定する。
次に、血液の準備を行う。まず、採血し易い動物を選ぶ。牛や山羊などでは動物を屠殺することなく採血可能である。まず、動物にヘパリンを体重1kgあたりヘパリンを1000国際単位以上、静脈注射した後に頸静脈から準備した血液バッグに採血し、その血液のACT（Activated clotting time）を、測定装置を用いて計測する。この時、その血液のACT値が400秒以下であれば、更にヘパリンを血液バッグの中に入れて、400秒以上にした後に、評価に使用する。その時、その評価は、血小板にできるだけ刺激を与えないようにするため、血液を可能な限り愛護的に取り扱うと共に、採血後２時間以内に評価を終える。屠殺する動物からの採血では、動物の身体にヘパリンを注射することなく、採血と同時に、ヘパリンを採取した血液に入れて良く混和させて、ACTを測定して、400秒以上に調整する。
このようにして採取した血液を、前述した装置に繋いで、血液を試料サンプル壁を通過させて、その最初の30秒間の透過量をメスシリンダーで測定する。透過する量が少ないときには、透過する血液の重量を測定して、その重さを体積に換算することも可能である。この時、血液バッグと試料との高さの違いは、120mmHgに相当する水の圧力を持って換算するので、162cmの違いを持たせて、その高さの圧力を試料にかける。
このような計測を少なくとも５回以上行って、その平均値を求め、更には、アクリル板に開けた孔のサイズを１平方センチメートルに換算した場合における透血量を計算し、その値をもって、測定試料の透血率とする。その値はmlで示す。
【０１８３】
＜透水率の測定方法＞
装置としては、透血率の測定方法に使用したと同じく、孔を開けたアクリルの板を２枚用意する。さらに、その孔の部分に水が導入されるように、塩化ビニールの管をつないでおく。この時の孔のサイズは透血率の測定方法に使用したと同じく、１平方センチメートルもしくはそれ以上の広さを持つ。例えば、1cm角でも良いし、1.2cm直径程度の孔でも良い。この孔の部分に試料を挟み固定する。
次に水を準備する。使用する水はマイクロフィルターを透過させた純水を用いる。水の汚れが測定誤差をおこさないためである。水を入れたバッグもしくはタンクと試料面との高さの違いは、透血率の測定方法と同じく162cmである。
このようにして水を流し、試料を通過する60秒間の水の量をメスシリンダーで測定して、アクリル板に開けた孔のサイズを１平方センチメートルに換算した場合における透水量を計算し、その値をもって、測定試料の透水率とする。その値はmlで示す。
＜光学顕微鏡観察用試料作成方法と観察方法＞
観察する試料が布のみであれば、そのまま試料作成のプロセスに乗せるが、その布が生体内に植え込まれていた場合、それに細胞成分が付着しているので、生理的緩衝液で10%に希釈したフォルマリン液に細胞成分の付着した布を投入して細胞などの生体成分を固定する。その後に水洗して余剰のフォルマリンを流し、その後にアルコールをもちいて脱水し、試料作成のプロセルに乗せる。そのプロセスでは、テクノビット7100（ドイツHeraeus Kulzer GmbH社製）の親水性樹脂に包埋し、固化させて、それをガラスナイフにて５ミクロン以下の厚さ、できれば４ミクロンの厚さに薄切し、それを顕微鏡用のスライドグラスの上に載せて乾燥させ、それを種々の染色方法を用いて染色し、その上にカバーグラスをかけて、光学顕微鏡で観察する。染色方法は種々の種類があるが、ヘマトキシリン・エオジン染色が一般的である。観察の倍率は40倍から200倍程度の間、主として100倍で観察する。観察した写真はその都度コンピューターに保存して、後の解析用に使用する。繊維のサイズなどの計測は、画像をプリントアウトして、その画像上で行う。
＜走査型電子顕微鏡観察用試料作成方法と観察方法＞
観察する試料が布であれば、そのまま試料作成のプロセスに乗せるが、その布が生体内に植え込まれていた場合、それに細胞成分が付着しているので、その細胞などの生体成分を生理的緩衝液で10%に希釈したフォルマリン液、もしくは2%に生理的緩衝液で希釈したグルタールアルデヒド液に投入して固定する。その後に水洗して余剰のフォルマリンもしくはグルタールアルデヒドを流し、その後にアルコールを用いて脱水し、さらに臨界点乾燥装置（日立製作所製、HCP-2型）を用いて乾燥の最終仕上げを行う。試料作成のプロセルに乗せる。そのプロセスでは、試料を金属の試料台に銀ペーストを用いて付着固定させ、さらに白金パラジュームを用いて減圧下（約10-3トール）で蒸着する。
このようにして作成した試料を、走査型電子顕微鏡の鏡体に入れて、加速電圧を５ないし10kvかけて10倍から3000倍の間で観察する。観察した写真はその都度コンピューターに保存して、後の解析用に使用する。繊維のサイズなどの計測は、画像をプリントアウトして、その画像上で行う。
【０１８４】
＜横糸の総本数の測定方法＞
この測定は織物に限られるので、緯糸と横糸との繊維本数を数えるときに用いる手法である。
その方法には、布を直接、実体顕微鏡で観察しつつ測定する方法と、布を樹脂でかためて、それをから切片の作り、光学顕微鏡で透過光で観察する方法、および、布を金属の試料台に乗せて、走査型電子顕微鏡で布の断面を観察する方法とがある。
実体顕微鏡で観察する場合は、まず、検査する布を木製の布固定用の台に固定した後、双眼の実体顕微鏡で100倍から400倍で観察する。この時に、布の縦方向に向かって観察して、最初に束になった繊維の並び具合をみて、布全体の構造を観察する。すなわち、単純な平織りであるのか、しゅす織りであるのか、あるいは綾織りであるのか、もしくはそれらの組み合わせであるのかを最初に判断する。もしもその組み合わせであれば、如何なる法則性を持った組み合わせであるのか、そしてそれぞれの糸使いにおいては、同じ束の糸を使用しているのか、糸の種類を変えているのかを見いだす。織物の場合、横糸には種々のバリエーションによる布構造の特徴を持たせ得るので、この構造の観察が大切である。次に、鋭い針で繊維を崩してゆきながら、それぞれの束になった繊維の中に含まれる個々のモノフィラメントの繊維本数を測定する。次に、そのようにして測定した束がいくつ集まって一つの繰り返し構造を作って織られているかを見て、その繰り返しが1cmの幅の中にいくつ存在するかを観察し、これらの掛け算で繊維の総本数を算出する。
次に、光学顕微鏡での測定方法であるが、この場合は、前述した＜光学顕微鏡観察用試料作成方法と観察方法＞に記載の方法に従って、観察すべき試料の布を親水性の樹脂テクノビット7100に包埋したのちに、ガラスナイフにて、丁度横糸に直角、すなわち緯糸に平行方向に試料を置いて、その面で試料を４ミクロン程度の厚みで薄切する。この試料は型のごとくスライドグラスに乗せてカバーグラスで覆って光学顕微鏡で、1cmの幅にわたって、写真撮影を行う。その後に、写真を拡大して、その範囲内に含まれる横糸の繊維の総本数を測定する。
走査型電子顕微鏡で測定する場合は、＜走査型電子顕微鏡観察用試料作成方法と観察方法＞に記載したとおり、試料を金属の試料台に載せて銀ペーストでかため、繊維の断面の写真撮影をおこなう。その倍率は１００倍から3000倍の範囲である。このようにして撮影した写真をプリントアウトして、その写真上で繊維の本数を数える。
【０１８５】
＜緯糸の総本数の測定方法＞
織物においては、緯糸の場合は、ほとんど単純な糸使いである。多くの場合、同じ糸を真っ直ぐに張っていることが多い。これを観察し、繊維本数を測定するには、横糸の場合と同じく、実体顕微鏡を用いる場合、光学顕微鏡で断面の切片を作成して数える場合、及び走査型電子顕微鏡を用いて観察し繊維本数を測定する方法がある。それぞれに、＜横糸の総本数の測定方法＞に記載したと同じ方法を用いる。
実体顕微鏡で行う場合には、横糸の観察に用いたと同じ布固定具をもちいて布を固定し、最初に布の横方向に1cmの所にマークを付ける。そのマークの範囲内で、緯糸に使用された繊維の束が何本あるかを、双眼の実体顕微鏡で100倍から400倍で観察する。次に、個々の繊維束で、その中に何本のモノフィラメントが含まれるかを、鋭い針で繊維をほぐしながら観察する。
光学顕微鏡や走査型電子顕微鏡を用いた場合では、それぞれ、横糸の総本数の計測と同様に試料を作って、写真撮影を行い、その写真上で数える。
【０１８６】
＜繊維強度の測定方法＞
繊維を掴み、引っ張るための器具をステンレスの棒で２つ作成した。糸を掴む部分は硬質のゴムを用い、繊維の先は外れないように巻き付けて結ぶように固定する。この２つの器具で一束の糸、すなわち、多くの糸はマルチフィラメントとなっているので、その一束を掴んで測定した。そして静かに糸を引いて、それにかかる張力を時間の係数上で表に表して、いわゆるstress-strain curveを描いた。この時、繊維への力の掛かり具合を島津製作所Eztest装置を介してコンピューターに直結して測定し、Factory SHIKIBU 2000のソフトウエアーで解析した。この時に糸の伸びと、破断に至る直前の張力を測定し、その値を一束の中に含まれる糸の本数及びそれらの太さ（デシデックス）に合わせて、１デシデックスあたりの糸の強度を算出した。
【０１８７】
＜極細繊維の本数の測定方法＞
極細繊維は極めて細く、屈曲していることが多いので、同じ糸を重複して測定する可能性がある。そのことから実体顕微鏡や走査型電子顕微鏡を用いた計測も可能であるが、光学顕微鏡による測定が最も確実である。具体的には、前述したように、親水性の樹脂テクノビット7100に布を包埋して、それを緯糸方向もしくは横糸方向に合わせて切片を作る。この場合、極細繊維の多くは繊維の断面直径が３ミクロン以下であることから、切片の厚みは４ミクロン程度にすることで、個々の繊維が重なって存在することなく計測可能である。この方法で光学顕微鏡を用いて写真撮影を行い、極細繊維の太さ、本数などを計測する。
【０１８８】
＜極細繊維の太さの測定方法＞
これは前述の＜極細繊維の本数の測定方法＞と同じ方法で計測するが、写真撮影上で、繊維断面が最も小さく写っている繊維を１０本選んで、その断面直径の最も短い所の平均値でもって、その太さとする。繊維は斜め方向に切ると、その断面が大きく写るため、最小のサイズの部分を選んで計測するのが秘訣である。
【０１８９】
＜イオウ分の測定方法＞
イオウの測定に関しては種々の方法があるが、本発明では最も一般的な定量法として、酸化（燃焼）法を採用する。まず、試料５グラム程度を取る。（この場合、精度を上げるには大量の試料を用いると好都合であるが、通常は１グラム程度でも測定可能である。本発明では５グラム程度を用いる）。これを三菱化学株式会社製の全塩素・硫黄文責装置TSX-10を用いて電気炉の温度を摂氏850度に設定して酸化燃焼させる。この時、酸化物のガスがでるので、それをSO3の形で電解質液の中に導き溶解させ、その液の中に含まれるイオウの濃度を測定して、その濃度から、電解質液の量、燃焼させた試料の質量などを投入して、コンピューターを用いてイオウの繊維への付着量を計算する。一般にポリエステル繊維やポリアミドなどにはイオウ分は含まれないので、これによって得られた値は全て繊維への付着した硫黄分であると推定する。
【０１９０】
＜耐ほつれ係数の測定方法＞
Guidance for Industry and FDA Staff. Guidance Document for Vascular prostheses ５１０（ｋ） Submissions, U.S. Department of Health and Human Services Food and Drug Administration Center for Devices and Radiological Health, Document issue. on : November  ２６, １９９９に記載のSuture Retention Testの方法に準じて行った。
【０１９１】
＜生体内吸収性物質の吸収性の測定方法＞
検討すべき試料をラットの皮下組織内に無菌的に挿入し、この処置を行って３日目から３ヶ月目に至るまで、適当に間隔をあけて試料を採取して、光学顕微鏡で観察し、試料に残る物質の吸収度を観察する。一般的には、ポリエステル繊維の異物反応が少なくて、スタンダードとなりうるので、ポリエステル繊維で作られた織物に評価する物質を含浸させてラットに植え込むと、繊維間隙に試料が存在するので、植え込み前の試料と対比し、その程度の試料が繊維間隙から消失していくかを観察することによって、吸収度が判断できる。試料の作成方法に関しては、＜光学顕微鏡観察用試料作成方法と観察方法＞に記載の方法に準じる。観察は４０倍から400倍の間で行う。染色はヘマトキシリン・エオジン染色が一般的である。
【実施例１】
【０１９２】
始めに、主として編み構造を有する人工血管を用いた実施例を示す。まず、試作品として、通常の太さの繊維である５０Ｄ／２４Ｆの糸（東レ株式会社（東京）製）９０％、および、極細繊維である３００Ｄ／３５５２Ｆの糸（遠東紡社（台湾）製）を１０％の比率で使用してダブルデンビーの編み方で内径８ｍｍの筒を作製した。このとき、糸を緻密に編み上げることで、繊維間隙を狭くした。この際に使用した「編み上げ」方法の詳細は、以下の通りである。
【０１９３】
＜編み上げ方法＞
ダブルデンビー法による編み上げは、通常の編み機に斜め方向の糸を通すことによって行う。この編み方は、通常のセーターなどを手で編む編み方に比べて、斜め方向の糸が存在することで、ほつれにくくなっている。この方法はイタリアのデンビー地方で開発された。ダブルデンビーとは、斜め２方向から重なるように糸を編み込ませる手法であり、更にほつれにくくなっている。その為、編み上がると伸縮性において少し制限があるが、型くずれしにくい編み組織、すなわち形態維持性の高い組織となる。
【０１９４】
作製した布の一部を親水性の樹脂で固めた後にガラスナイフで厚み４μｍの切片を作製して断面に存在する繊維の総数を測定し、極細繊維と通常の繊維の本数の比率を計算したところ、選択する場所によってその比率が変わるものの、いずれの部位でも１０％以上の本数が極細繊維で占められていた。この際に使用した、部位別の「極細繊維」本数の確認方法は、以下の通りである。
【０１９５】
＜極細繊維本数の確認方法＞
前述した＜極細繊維の本数の測定方法＞と同じ手法を採用して、親水性の樹脂テクノビット7100に包埋して切片を作成して本数を写真撮影の後に行う。この場合、多くの極細繊維は束になって存在することが多いので、一つずつの束を単位として、その束の中に含まれる繊維の総本数を測定する事で、誤差をなくすることができる。写真撮影により、誤差はまず起きえない程度の精度に本数は確認可能であった。
【０１９６】
この時使用した極細繊維は、可溶性のスルフォン化イソフタル酸共重合ポリエステルを海成分とし、島成分を極細繊維とした海島構造を有する繊維であり、デンビー編みを行った後に可溶性ポリエステル部分を加熱したアルカリ溶液によって５回洗浄し、充分に熔解させ、極細繊維を露出させる処置を行った。この際に用いた「アルカリ溶液洗浄」および「熔解」処理は、以下のように行った。
【０１９７】
＜アルカリ溶液洗浄・熔解処理の方法＞
アルカリとしては苛性ソーダを用いる。まず0.25％NaOH液を摂氏100度に加熱して、試料を投入し、高圧水噴射による撹拌を行いつつ60分維持する。この時、試料の量とアルカリ液との比は１対100以上の十分なるアルカリ液を使用する。この操作を２回行った後に摂氏100度の熱湯で30分間洗浄し、次に0.05％酢酸液に入れて残存したアルカリを中和し、更に再び摂氏100度の熱湯で30分間洗浄し、この洗浄操作を２度繰り返す。
【０１９８】
これに用いた極細繊維は０．４ｄｔｅｘであり、それに付着するＳの値を調べたところ、０．３ｐｐｍであった。
【０１９９】
これに用いた極細繊維の引っ張り強度を島津製作所ＥＺ−ＴＥＳＴで調べたところ、４．２ｇ／ｄｔｅｘであった。
【０２００】
この人工血管の切断端の耐ほつれ性を調べるために、Guidance for Industry and FDA Staff. Guidance Document for Vascular prostheses 510(k) Submissions, U.S. Department of Health and Human Services Food and Drug Administration Center for Devices and Radiological Health, Document issue. on : November  ２６, １９９９に記載のSuture Retention Testの方法に準じて行ったところ、その値が２．４２ｋｇであった。
【０２０１】
次に実施例１と同様の人工血管を作製したが、この時、極細繊維をＵ社（ユニチカ社）の極細繊維７０Ｄ／４８０ｆを用いて、極細繊維を５％、通常繊維を９５％の割合で使用して、類似のダブルデンビー編みの人工血管を作製した。この時はアルカリ洗浄を３回行った。
【０２０２】
これに用いた極細繊維は０．３４ｄｔｅｘであり、それに付着するＳの値を調べたところ、０．１ｐｐｍ以下であった。
【０２０３】
これに用いた極細繊維の引っ張り強度を島津製作所ＥＺ−ＴＥＳＴで調べたところ、４．０ｇ／ｄｔｅｘであった。
【０２０４】
この人工血管の切断端の耐ほつれ性は２．０１ｋｇであった。すなわち、極細繊維の強度が充分にあった場合でも、その量が少なければ、切断端に出てくる量と比率が少なくなり、耐ほつれ性を向上させるには充分であることが判明した。このことから、極細繊維の比率が少なくなると、耐ほつれ性も低下することが明らかとなった。
【０２０５】
次に実施例１と同様の人工血管を作製したが、この時、極細繊維をＡ社の極細繊維１０５Ｄ／７００ｆを、極細繊維を２０％、通常繊維を８０％の比率で使用して、類似のダブルデンビー編みの人工血管を作製した。この時はアルカリ洗浄を３回行った。
【０２０６】
これに用いた極細繊維は０．１５ｄｔｅｘであり、それに付着するＳの値を三菱化学製全塩素・硫黄分析装置ＴＳＸ−１０で調べたところ、０．１ｐｐｍ以下であった。
【０２０７】
これに用いた極細繊維の引っ張り強度を島津製作所ＥＺ−ＴＥＳＴで調べたところ、２．１ｇ／ｄｔｅｘであった。
【０２０８】
この人工血管の切断端の耐ほつれ性は１．２５ｋｇであった。すなわち、極細繊維の強度が弱い場合、その量が充分にあっても、編み構造の場合には、耐ほつれ性を向上させるには不充分であることが判明した。このことから、使用する極細繊維の強度が通常繊維の４．０ｇ／ｄｔｅｘと同等もしくはそれ以上の強度が要求されることが判明した。
【０２０９】
実施例１で作製した布の透水率を測定したところ、５５０ｍｌであった。更に、山羊から採取し、ヘパリンを加えてＡＣＴを４００秒以上とした血液（すなわち、フィブリン経路に基づく血栓形成を実質的に抑制した血液）で透血率を測定したところ、５３ｍｌであった。従って、透水率と透血率との比であるＱ＝ＷＰ／ＢＰの値は約１０．４であった。
【実施例２】
【０２１０】
（イヌへの植え込み）
実施例１で作製した管を長さ６ｃｍとり、イヌの胸部下行大動脈への人工血管としての植え込みを行った。植え込み前に作製した布の管を血液に触れさせて、一度だけプレクロッティングを行った。その後植え込んだが、壁面からの出血はみられなかった。この際に用いたプレクロッティングおよび人工血管としての植え込み方法は、以下の通りであった。
【０２１１】
＜プレクロッティングおよび植え込み方法＞
Yates, SGの方法（Yates SG, Barros AAB, Berger K, Fernandez LG, Wood SJ, Rittenhouse EA, Davis CC, Mansfield PB, Sauvage LR. The preclotting of porous arterial prostheses. Ann Surg  １９７８；１８８：６１１−６２２．）に準じて、以下のように行った。
基本的には、植え込みを受けるホストの血液を採り、人工血管に注ぐ。人工血管の繊維間隙に血栓を作らせる。この操作を数回行う、その後に人工血管内に血栓のないことを確認して、最終的にはヘパリンを混ぜた生理的食塩水を人工血管内に流して、内面でも過剰な血栓形成を阻止する。しかし、この操作、すなわち、ヘパリンを混ぜた生理的食塩水で内腔を洗浄することは省略しても良い。
植え込みに関しては、植え込みが行われる部位の血管を周囲から剥離して、動脈鉗子をかけて血流を遮断し、血管を切除する。その部位の血管の内腔のサイズに適した人工血管を選択して植え込む。吻合は5-0号のポリエステルのマルチフィラメント糸を用いて、連続縫合を行う。
【０２１２】
植え込み直後に植え込まれた動物にヘパリンを投与して、ＡＣＴを４００秒以上の状態にしたが、人工血管の壁面からの出血はみられなかった。
【０２１３】
イヌの胸部下行大動脈に植え込んだ人工血管を１年後に採取したところ、内面は白色であって、血栓の付着は見られなかった。人工血管周囲には瘢痕組織も異物反応もなく、落ち着いた状態であった。
【０２１４】
イヌの胸部下行大動脈への植え込み実験を、極細繊維のアルカリによる洗浄（実施例１における）の程度を変えて行った。すなわち、可溶性のポリエステル除去を加熱したアルカリによる洗浄によって除去する操作の際に、洗浄回数を変えて行い、その時の繊維に付着残存した可溶性ポリマー内に含まれるスルフォン基の量をＳの定量で行ったところ、１回洗浄で１２５ｐｐｍ、２回洗浄で３ｐｐｍ、３回洗浄で１．５ｐｐｍ、４回洗浄で０．６ｐｐｍ、５回洗浄で０．３ｐｐｍであった。
【０２１５】
これらの洗浄状態の人工血管をイヌの胸部下行大動脈に植え込み、それぞれ１年後に採取したところ、１回洗浄の１２５ｐｐｍ、２回洗浄の３ｐｐｍの値を示した各人工血管に於いて、極細繊維部分に石灰化現象が見られた。その石灰化は、１回洗浄、２回洗浄の順に強く現れていたことから、スルフォン基の残量の多寡で石灰化が加速されることが判明した。この際、「石灰化」の程度は、採取した試料を光学顕微鏡で観察する方法により判定した。このとき、試料はVon Kossa染色を行なう。この観察方法は、次の文献の手法に準じる。Ilse G, Ryan N, Kovacs K, Ilse D. Calcium deposition in human pituitary adenomas studied by histology, electron microscopy, electron diffraction and X-ray spectrometry. Exp Pathol(Jena). 1980; 18(7-8): 377-88. 
【０２１６】
それに対して３回洗浄の１．５ｐｐｍ、４回洗浄の０．６ｐｐｍ、５回洗浄の０．３ｐｐｍの人工血管では石灰化は見られなかった。したがって、極細繊維に付着のＳの値が高くなると、石灰化が生じることが認められた。したがって、これ以降の実施例では、全て、アルカリ洗浄を５回行い、Ｓの数値が２ｐｐｍ以下であることを確認した人工血管を使用した。
【実施例３】
【０２１７】
試作品として、５０Ｄ／２４Ｆの糸（東レ社製）９０％、３００Ｄ／３５５２Ｆの糸（遠東紡社製）を１０％の比率で使用してダブルデンビーの編み方で内径８ｍｍの筒を作製した。このとき、糸を適度に緊張を持たせて（すなわち織機の糸を張り、糸の切れない程度に可能なかぎり緊張させて）編み上げることで、繊維間隙を僅かに狭くした。作製した布の一部を親水性の樹脂で固めた後にガラスナイフで厚み４μｍの切片を作製して断面に存在する繊維の総数を測定し、極細繊維と通常の繊維の本数の比率を計算したところ、選択する場所によってその比率が変わるものの、いずれの部位でも３０％以上の本数が極細繊維で占められていた。この際に用いた編み方法は、以下の通りであった。
【０２１８】
＜編み方法＞
前述した＜編み上げ方法＞に記載したとおりの、ダブルデンビー法による編み上げ方法を採用する。この方法は、通常の編み機に斜め方向の糸を２重に交差するように通すことによって行う。この編み方は、前述の如く、斜め方向の糸が２系統存在することで、ほつれにくくなっている。デンビー法とは、イタリアのデンビー地方で開発された編み方の方法である。ダブルデンビーとは、斜め２方向から重なるように糸を編み込ませる手法であり、更にほつれにくくなっている。その為、編み上がると伸縮性において少し制限があるが、型くずれしにくい編み組織、すなわち形態維持性の高い組織となる。
【０２１９】
作製した布の透水率を測定したところ、１２４０ｍｌであった。更に、山羊から採取し、ヘパリンを加えてＡＣＴを４００秒以上とした血液で透血率を測定したところ、９６ｍｌであった。従って、Ｑ＝ＷＰ／ＢＰの値は約１４．０であった。
【０２２０】
上記で作製した管を長さ６ｃｍとり、実施例２と同様の方法により、イヌの胸部下行大動脈への人工血管としての植え込みを行った。植え込み前に作製した布の管を血液に触れさせて、一度だけプレクロッティングを行った。その後植え込んだが、壁面からの出血はみられなかった。
【０２２１】
植え込み直後に植え込まれた動物にヘパリンを投与して、ＡＣＴを４００秒以上の状態にしたが、人工血管の壁面からの出血はみられなかった。
【実施例４】
【０２２２】
試作品として、５０Ｄ／２４Ｆの糸（東レ株式会社製）６０％、３００Ｄ／３５５２Ｆの糸（遠東紡社製）を４０％の比率で使用してダブルデンビーの編み方で内径８ｍｍの筒を作製した。このとき、糸に緊張を持たせずに編み上げることで、繊維間隙を緩やかにした。作製した布の一部を親水性の樹脂で固めた後にガラスナイフで厚み４μｍの切片を作製して断面に存在する繊維の総数を測定し、極細繊維と通常の繊維の本数の比率を計算したところ、選択する場所によってその比率が変わるものの、いずれの部位でも５０％以上の本数が極細繊維で占められていた。
【０２２３】
作製した布の透水率を測定したところ、１５３０ｍｌであった。更に、山羊から採取し、ヘパリンを加えてＡＣＴを４００秒以上とした血液で透血率を測定したところ、６７．８ｍｌであった。従って、Ｑ＝ＷＰ／ＢＰの値は約２２．１であった。
【０２２４】
上記で作製した管を長さ６ｃｍとり、イヌの胸部下行大動脈への人工血管としての植え込みを行った。植え込み前に作製した布の管を血液に触れさせて、一度だけプレクロッティングを行った。その後植え込んだが、壁面からの出血はみられなかった。
【０２２５】
植え込み直後に植え込まれた動物にヘパリンを投与して、ＡＣＴを４００秒以上の状態にしたところ、人工血管の壁面からの出血はみられなかった。
【実施例５】
【０２２６】
（比較例１）
対象品として、市販の編み構造の人工血管（Inter Vascular社製、商品名：MICRON）を用いた。この一部を、上記した前述した「光学顕微鏡観察用試料作成方法」に記載した方法と同様に、親水性の樹脂で固めた後にガラスナイフで厚み４μｍの切片を作製して断面に存在する繊維の総数を測定し、極細繊維と通常の繊維の本数の比率を計算したところ、通常の太さの繊維のみであり、極細繊維は存在しなかった。この際に用いた市販の編み構造の人工血管の具体名は、以下の通りである。
【０２２７】
この市販の人工血管の透水率を測定したところ、１２００ｍｌであった。更に、山羊から採取し、ヘパリンを加えてＡＣＴを４００秒以上とした血液で透血率を測定したところ、２０６ｍｌであった。従って、Ｑ＝ＷＰ／ＢＰの値は約５．８であった。
【０２２８】
上記で使用した人工血管を長さ６ｃｍとり、イヌの胸部下行大動脈への人工血管としての植え込みを行った。植え込み前に作製した布の管を血液に触れさせて、一度だけプレクロッティングを行った。その後植え込んだところ、壁面から大量の出血があり、数分間の圧迫止血操作が必要であった。
【０２２９】
植え込み直後に植え込まれた動物にヘパリンを投与して、ＡＣＴを４００秒以上の状態にしたところ、人工血管の壁面から再度の大量出血があり、止血は極めて困難であった。
【実施例６】
【０２３０】
（比較例２）
もう一つの対象品として、市販の編み構造の人工血管（Bard社製、商品名：Bionit）を用いた。この一部を親水性の樹脂で固めた後にガラスナイフで厚み４μｍの切片を作製して断面に存在する繊維の総数を測定し、極細繊維と通常の繊維の本数の比率を計算したところ、通常の太さの繊維のみであり、極細繊維は存在しなかった。
【０２３１】
この人工血管の透水率を測定したところ、１６４０ｍｌであった。更に、山羊から採取し、ヘパリンを加えてＡＣＴを４００秒以上とした血液で透血率を測定したところ、３２０ｍｌであった。従って、Ｑ＝ＷＰ／ＢＰの値は約５．１であった。
【０２３２】
上記した市販の編み構造の人工血管を長さ６ｃｍとり、イヌの胸部下行大動脈への人工血管としての植え込みを行った。植え込み前に作製した布の管を血液に触れさせて、一度だけプレクロッティングを行った。その後植え込んだところ、壁面から大量の出血があり、数分間の圧迫止血操作が必要であった。
【０２３３】
植え込み直後に植え込まれた動物にヘパリンを投与して、ＡＣＴを４００秒以上の状態にしたところ、人工血管の壁面から再度の大量出血があり、止血は極めて困難であった。このことから、本発明の技術で作製した人工血管の方が出血し難くて安全であることが判明した。
【実施例７】
【０２３４】
試作品として実施例４で示した人工血管を試作するときに、通常の太さの繊維として、嵩高加工糸（これは、新道繊維株式会社より入手）を１０％の本数で使用して人工血管を作製し、得られた人工血管を実施例４と同様に評価したところ、同様に良好な結果を得ることが出来た。
【実施例８】
【０２３５】
試作品として実施例４で示した人工血管を試作するときに、起毛操作を行って、立毛やループを通常繊維に作製して、得られた人工血管を実施例４と同様に評価したところ、同様に良好な結果を得ることが出来た。この際の「起毛操作」は、以下のようにして行った。
【０２３６】
＜起毛操作＞
起毛は基本的には小さなフックを持つ針が無数に並んだ筒が回転しているところに布をローラーで挟み込んで流し、この狭いところを布が通過する間に針が布地を刺して、内部の繊維を引き出すことによって起毛を生じさせる。したがって、針を持つ筒とローラーとの挟み具合の強度によって、起毛の深さ、程度を変化させ、更にはこの操作を何度くりかえすかによって均一性を揃えさせる。ただし、過剰にすると生地を傷付けるので、程度問題で判断する。
この度の起毛は、金井重要工業株式会社製の起毛装置KU-50Sを用いて、10から15回繰り返し行った。
【実施例９】
【０２３７】
試作品として実施例４で示した人工血管を試作するときに、ポリプロピレンとポリエステルとからなる多成分系の繊維（南亜プラスチック社（台湾）社製）を使用し、編み上がってからポリプロピレンを溶媒で溶かして、ポリエステルのみの極細繊維を含む人工血管を作製した。そして同様な評価を行ったところ、同様に良好な結果を得ることが出来た。この際に用いたポリプロピレンの溶解方法については、ｎ−デカン（n-Decane）Ｃ10Ｈ22／ＣＨ３（ＣＨ２）８ＣＨ３を使用して、１７４℃に加熱して行う。
【０２３８】
これに用いた極細繊維に付着するＳの値を調べたところ、０．１ｐｐｍ以下であった。
これに用いた極細繊維の引っ張り強度を島津製作所ＥＺ−ＴＥＳＴで調べたところ、４．７ｇ／ｄｔｅｘであった。
【０２３９】
更に、このようにして多成分系の極細繊維を使用した人工血管に対して、７０気圧の圧力でウオータージェットを噴射したところ、繊維が絡まり合った人工血管を得ることが出来た。そして他の人工血管と同じ評価を行ったところ、更に良好な結果を得た。この際に用いたウオータージェット噴射方法は、以下の通りであった。
【０２４０】
＜ウオータージェット噴射方法＞
人工血管にステンレス棒を挿入する。この時、人工血管の内腔のサイズとステンレス棒とのサイズの差が少ないように、それでいて、きつくない程度の棒を選ぶ。この棒は１分間に５ないし10回転程度の回転が可能な装置に繋いでおく。次に高圧水発生装置で80気圧の圧力の水を作り、それをノズルから人工血管に向けて１ないし3cmの至近距離から噴射させる。この時、人工血管にはステンレス棒によって回転をかけておく。そしてノズルは人工血管の長軸方向に行き来させる。この方法によって人工血管布に均質に布表面に高圧水があたり、外表面に起毛された繊維は繊維間隙に押しやられ、同時に人工血管とステンレス棒との間に入った水がでる力によって、内腔面に起毛された繊維も繊維間隙に流されて入り込む。その結果、複雑に交絡した繊維の絡まり状態が得られる。
【実施例１０】
【０２４１】
試作品として実施例４で示した人工血管を試作するときに、ウォータージェットを水圧８０ｋｇで５分間、かけた。その布を走査型電子顕微鏡で観察したところ、極細繊維は互いに絡まり合っていて、不規則で複雑な構造となっていた。
【０２４２】
このようにして作製した人工血管の透水率を測定したところ、ウォータージェットをかける前の状態が１２４０であり、処理後のそれが１２０１であった。すなわち、ごく僅かに透水率が低下したものの、大きな変化はなかった。
【０２４３】
このような処理をした人工血管の切断端の耐ほつれ性を調べるために、Guidance for Industry and FDA Staff. Guidance Document for Vascular prostheses 510(k) Submissions, U.S. Department of Health and Human Services Food and Drug Administration Center for Devices and Radiological Health, Document issue. on : November  ２６, １９９９に記載のSuture Retention Testの方法に準じて行ったところ、処理前の値が２．２２ｋｇであり、処理後の値が２．４１ｋｇであった。
【実施例１１】
【０２４４】
（比較例３）
対象として市販の編み構造を有する人工血管（water permeability：１２００；Inter Vascular社製、商品名：MICRON）を用いてSuture retention testを行ったところ、その値は１．７５ｋｇであった。このことから、ほぼ同じ透水率を有する人工血管であっても、本発明の人工血管では極細繊維の混在することで耐ほつれ性は向上し、それにウォータージェット処理を行って極細繊維に交絡状態を形成させると、更に向上することが判明した。
【実施例１２】
【０２４５】
試作品として実施例４で示した人工血管を試作するときに、蛇腹加工を行ったところ、屈曲を行ってもキンク防止が可能であった。この蛇腹加工は、以下の方法により行った。
【０２４６】
＜蛇腹加工＞
１から2mmの幅、およびその深さにねじを切ったステンレス棒を準備する。この棒の外径と人工血管の内径との関係は、前述したウオータージェットに使用したステンレス棒と人工血管との関係と同じ程度の、緩すぎず、きつすぎずのサイズを選ぶ。
まず、ねじを切ったステンレス棒を人工血管の布の筒に通す。この時、余り緊張させて入れずに、少しゆとりを持たせて挿入する。次に、ねじ部分に合わせて、ステンレスのワイヤーを外から巻いて、切ったねじに人工血管布が密着するようにしてゆく。この時に、布にゆるみ、皺、過緊張、捻れ、等が生じやすいので、その都度、修正させながら巻いてゆく事が肝要である。このようにしてステンレス棒に巻き付けてステンレスワイヤーで型をとった状態にして30分間、摂氏180度の状態に保ったオーブンの中で静置し、Heat settingを行う。この後、温度を徐々にさまして、ステンレスワイヤーを外し、ステンレス棒から外す。
この時に十分な蛇腹状態が出来ていない場合には、再度同じ加熱を行うが、２度目の時はネジを切ったステンレス棒は使用せずに、単純な丸棒を使用する。そして、ステンレスワイヤーを用いることなく、人工血管をきつく寄せて蛇腹の皺を緻密にした状態で加熱をおこなう。これによって、均質で緻密な蛇腹加工が完成する。
【実施例１３】
【０２４７】
試作品として実施例４で示した人工血管を試作するときに、その外周に３００デシデックスの太さのポリプロピレンのモノフィラメント（チッソ株式会社製、商品名：ＥＳ繊維）を幅２ｍｍ間隔で螺旋状に巻き付け、加熱によって融着させた（このような融着操作は、不織布の紙おむつを作る従来から行われている手法を転用したものである。）。使用したモノフィラメントは芯鞘構造をしており、真の部分の溶融温度は１９５度、鞘の部分の溶融温度は１７０℃であった。そこで１８０℃で２０分間加温したところ、鞘部分が融解し、融着して、人工血管とは剥がれ難い状態になった。この操作によって、蛇腹加工を行ったと同様に、屈曲を行ってもキンク防止が可能となった。
【実施例１４】
【０２４８】
試作品として実施例４で示した人工血管を試作するときに、１％のアテロコラーゲンの酸性溶液をしみ込ませた後に中和して、その後にポリエポキシ化合物（ナガセ化成株式会社）製（商品名デナコールＥＸ−３１３）で架橋した。このようなアテロコラーゲンのしみ込ませ、中和および架橋に関しては、例えば、文献  T. Miyata, T. Taira, Y. Noishiki: Clinical Materials 2., Collagen Engineering for Biomaterial Use., Jerome A. Werkmeister, John A. M. Ramshaw, Christina. Doyle, A. U. 'Dan'Daniels, H. Kawahara, D. F. Williams, P. 139-148, Elsevier Science Publishers Ltd, 1992を参照することができる。
【０２４９】
この人工血管をプレクロッティングせずに実施例６と同様にイヌの胸部大動脈に植え込んだところ、人工血管の壁面に血液がしみ込んで赤色となったものの、人工血管壁からの出血はみられなかった。すなわち、少量のコラーゲンによってプレクロッティングの必要がなくなり、止血効果が飛躍的に高まったことが証明できた。
【実施例１５】
【０２５０】
試作品として実施例４で示した人工血管を試作するときに、１％のカルボメチルセルロースの酸性溶液をしみ込ませた後に自然乾燥させ、その後摂氏１２０℃で６時間真空下で熱架橋した。次いで０．０１Ｎ苛性ソーダによって中和し、１０％のグリセリン含有アルコール溶液にしたしたあと乾燥させて、オートクレーブ滅菌を行った。このようなカルボメチルセルロースのしみ込ませ、中和、乾燥および滅菌に関しては、例えば、米国特許４，５２１，５９４および特開昭５８−１０４９０１を参照することができる。
【０２５１】
この人工血管をプレクロッティングせずに実施例６と同様にイヌの胸部大動脈に植え込んだところ、人工血管の壁面に血液がしみ込んで赤色となったものの、人工血管壁からの出血はみられなかった。すなわち、少量のコラーゲンによってプレクロッティングの必要がなくなり、止血効果が飛躍的に高まったことが証明できた。
【実施例１６】
【０２５２】
試作品として実施例６で示した人工血管を試作するときに、１％のアテロコラーゲンの酸性溶液をしみ込ませた後に中和して、その後にポリエポキシ化合物で架橋した。この人工血管に塩基性の線維芽細胞成長因子を１０ｎｇしみこませた。このようなアテロコラーゲンのしみ込ませ、中和、架橋および線維芽細胞成長因子のしみ込ませに関しては、例えば、文献  T. Miyata, T. Taira, Y. Noishiki: Clinical Materials 2., Collagen Engineering for Biomaterial Use., Jerome A. Werkmeister, John A. M. Ramshaw, Christina. Doyle, A. U. 'Dan'Daniels, H. Kawahara, D. F. Williams, P. 139-148, Elsevier Science Publishers Ltd, 1992を参照することができる。
【０２５３】
その後、この人工血管を実施例１４と同様にイヌの胸部大動脈に植え込んだところ、植え込み後１週間で人工血管壁内に線維芽細胞が活発に侵入してきており、細胞成長因子の効果が克明に出ていることが明らかとなった。この際の「線維芽細胞の侵入」は、光学顕微鏡用の試料として厚さ４ミクロンの切片を作り、ヘマトキシリン・エオジン染色を行って倍率４０倍から２００倍で観察した方法により確認した。
【０２５４】
以上述べた実施例は編み物構造を有する人工血管としての例であったが、同様の方法で作製した筒状の医用材料を長軸方向に切り開くことにより、膜状物を得ることができた。
【０２５５】
この膜状物を、動物（イヌ）の心臓の壁や心膜、胸壁、腹壁、膀胱壁、気管の壁等の使用したところ、人工血管と同ように漏血の少ない、あるいは細胞親和性の良い医用材料としての機能が見られた。この際、「漏血」の程度は、手術中のガーゼに付着する血液重量により確認した。
【０２５６】
以上の実施例に示すとおり、編みを基本構造にする布に於いては、本発明では容易に漏血性の低い、更にまた細胞親和性の良い、安全な医用材料が得られることが判明し、本発明の効果が顕著に現れていることが明らかとなった。
【実施例１７】
【０２５７】
次に、織り構造を有する繊維製の医用材料に関する実施例を示す。まず、試作品として、緯糸に５０Ｄ／２４Ｆの糸（東レ株式会社製）を用い、横糸に３００Ｄ／３５５２Ｆの糸（遠東紡社製）と、１５０Ｄ／１０８Ｆの糸（東レ株式会社製）を裏と表に使用して、しゅす織りと綾織りの混合の織物を作製した（このような混合織物の作製方法については、例えば文献  染織の美、吉岡常雄ほか執筆、京都書院出版を参照することができる）。緯糸は１ｃｍの幅の中に７８本あり、横糸は３００Ｄ／３５５２Ｆの糸と１５０Ｄ／１０８Ｆが共に３１本ずつあった。これを布Ａとする。
【０２５８】
これに用いた極細繊維は０．４ｄｔｅｘであり、それに付着するＳの値を三菱化学製全塩素・硫黄分析装置ＴＳＸ−１０で調べたところ、０．３ｐｐｍであった。
【０２５９】
これに用いた極細繊維の引っ張り強度を島津製作所ＥＺ−ＴＥＳＴで調べたところ、４．２ｇ／ｄｔｅｘであった。
【０２６０】
この布を斜め４５度の方向に切りだし、切断端から２ｍｍ離れたところに糸をかけて引っ張り、そこがほつれるまでに要する力を島津製作所ＥＺ−ＴＥＳＴで調べたところ、その耐ほつれ係数は２．１ｋｇあった。
【０２６１】
この布における緯糸の総本数は１, ８７２本であり、横糸の総本数は１１３, ４６０本であり、透水率（ＷＰ）は３３であって、透血率（ＢＰ）は３．４であったことから、Ｒ＝（Ｎ＋Ｍ）2／ＷＰの値は４０３, ０７８, ８５５であって、Ｑ＝ＷＰ／ＢＰの値は９．７であった。
【実施例１８】
【０２６２】
試作品として、緯糸に５０Ｄ／２４Ｆの糸（東レ株式会社製）を用い、横糸に３００Ｄ／３５５２Ｆの糸（遠東紡社製）と、１５０Ｄ／１０８Ｆの糸（東レ株式会社製）を裏と表に使用して、しゅす織りと綾織りの混合の織物を作製した。緯糸は１ｃｍの幅の中に７８本あり、横糸は３００Ｄ／３５５２Ｆの糸と１５０Ｄ／１０８Ｆが共に３０本ずつあった。これを布Ｂとする。この布は布Ａと同じ構成であるが、織るときに、糸の張りを調整して（すなわち、織機の糸の張りをたるまない程度にゆるく張って）、僅かに糸の間隙を出すようにした。
【０２６３】
この布を斜め４５度の方向に切りだし、切断端から２ｍｍ離れたところに糸をかけて引っ張り、そこがほつれるまでに要する力を島津製作所ＥＺ−ＴＥＳＴで調べたところ、その耐ほつれ係数は２．０ｋｇあった。
【０２６４】
この布における緯糸の総本数は１, ８７２本であり、横糸の総本数は１１３, ４６０本であり、透水率（ＷＰ）は６６であって、透血率（ＢＰ）は５．３であったことから、Ｒ＝（Ｎ＋Ｍ）2／ＷＰの値は４０３, ０７８, ８５５であって、Ｑ＝ＷＰ／ＢＰの値は１２．５であった。
【実施例１９】
【０２６５】
次の試作品として、緯糸に５０Ｄ／３６Ｆの糸（東レ株式会社製）を用い、横糸に２４５Ｄ／１４４０Ｆの糸（東レ株式会社製）と、１５０Ｄ／１０８Ｆの糸（東レ株式会社製）を裏と表に使用して、しゅす織りと綾織りの混合の織物を作製した。緯糸は１ｃｍの幅の中に７８本あり、横糸は２４５Ｄ／１４４０Ｆの糸と１５０Ｄ／１０８Ｆが共に３０本ずつあった。これを布Ｃとする。
【０２６６】
これに用いた極細繊維は０．３ｄｔｅｘであり、それに付着するＳの値を三菱化学製全塩素・硫黄分析装置ＴＳＸ−１０で調べたところ、０．１ｐｐｍ以下であった。
【０２６７】
これに用いた極細繊維の引っ張り強度を島津製作所ＥＺ−ＴＥＳＴで調べたところ、４．５ｇ／ｄｔｅｘであった。
【０２６８】
この布を斜め４５度の方向に切りだし、切断端から２ｍｍ離れたところに糸をかけて引っ張り、そこがほつれるまでに要する力を島津製作所ＥＺ−ＴＥＳＴで調べたところ、その耐ほつれ係数は１．９ｋｇあった。
【０２６９】
この布における緯糸の総本数は２, ８０８本であり、横糸の総本数は４４, ３１６本であり、透水率（ＷＰ）は１１１であって、透血率（ＢＰ）は５．２であったことから、Ｒ＝（Ｎ＋Ｍ）2／ＷＰの値は２０, ００２, ６５２であって、Ｑ＝ＷＰ／ＢＰの値は２１．３であった。
【実施例２０】
【０２７０】
次の試作品として、緯糸に５０Ｄ／３６Ｆの糸（東レ株式会社製）を用い、横糸に２４５Ｄ／１４４０Ｆの糸（東レ株式会社製）と、１５０Ｄ／１０８Ｆの糸（東レ株式会社製）を裏と表に使用して、しゅす織りと綾織りの混合の織物を作製した。緯糸は１ｃｍの幅の中に７８本あり、横糸は２４５Ｄ／１４４０Ｆの糸と１５０Ｄ／１０８Ｆが共に３０本ずつあった。これを布Ｄとする。この布は、布Ｃと同じ構成であるが、織るときに、糸の張りを調整して、僅かに糸の間隙を出すようにした。
【０２７１】
この布における緯糸の総本数は２, ８０８本であり、横糸の総本数は４４, ３１６本であり、透水率（ＷＰ）は１１１であって、透血率（ＢＰ）は９．１であったことから、Ｒ＝（Ｎ＋Ｍ）2／ＷＰの値は２０, ００２, ６５２であって、Ｑ＝ＷＰ／ＢＰの値は１２．２であった。
【０２７２】
この布を斜め４５度の方向に切りだし、切断端から２ｍｍ離れたところに糸をかけて引っ張り、そこがほつれるまでに要する力を島津製作所ＥＺ−ＴＥＳＴで調べたところ、その耐ほつれ係数は１．８ｋｇあった。
【実施例２１】
【０２７３】
市販の人工血管（Ｕ社；宇部興産株式会社）の人工血管（商品名：UBE graft）の繊維の解析を行った。これは平織り構造であり、緯糸が６０Ｄ／５０Ｆで１ｃｍの間隔に４８本あり、横糸にも同じ６０Ｄ／５０Ｆが１ｃｍの間に４０本あった。これを布Ｅとする。
【０２７４】
この布における緯糸の総本数は４, ８００本であり、横糸の総本数は８, ６４０本であり、透水率（ＷＰ）は２５であって、透血率（ＢＰ）は１０．８であったことから、Ｒ＝（Ｎ＋Ｍ）2／ＷＰの値は７, ２２５, ３４４であって、Ｑ＝ＷＰ／ＢＰの値は２．３であった。
【０２７５】
この布を斜め４５度の方向に切りだし、切断端から２ｍｍ離れたところに糸をかけて引っ張り、そこがほつれるまでに要する力を島津製作所ＥＺ−ＴＥＳＴで調べたところ、その耐ほつれ係数は０．５ｋｇであった。
【実施例２２】
【０２７６】
市販の人工血管（Ｕ社）の人工血管で検討した布Ｄを、機械的にもみほぐして柔軟にして、軽度の型くずれをおこさせた後に、その繊維の解析を行った。これは、当然のことながら平織り構造であった。そしてその緯糸が６０Ｄ／５０Ｆで１ｃｍの間隔に４８本あり、横糸にも同じ６０Ｄ／５０Ｆが１ｃｍの間に３９本あった。これを布Ｆとする。
【０２７７】
この布における緯糸の総本数は４, ８００本であり、横糸の総本数は８, ６４０本であり、透水率（ＷＰ）は２５であって、透血率（ＢＰ）は１６．２であったことから、Ｒ＝（Ｎ＋Ｍ）2／ＷＰの値は７, ２２５, ３４４であって、Ｑ＝ＷＰ／ＢＰの値は１．５であった。
【０２７８】
この布を斜め４５度の方向に切りだし、切断端から２ｍｍ離れたところに糸をかけて引っ張り、そこがほつれるまでに要する力を島津製作所ＥＺ−ＴＥＳＴで調べたところ、その耐ほつれ係数は０．５ｋｇであった。
【実施例２３】
【０２７９】
市販の人工血管（Ｉ社；Inter Vascular社）の人工血管（商品名：ULP）の繊維の解析を行った。これは平織り構造であり、緯糸が６０Ｄ／５０Ｆで１ｃｍの間隔に６４本あり、横糸にも同じ６０Ｄ／５０Ｆが１ｃｍの間に３６本あった。これを布Ｇとする。
【０２８０】
この布における緯糸の総本数は１, ０８０本であり、横糸の総本数は１０, ３３６本であり、透水率（ＷＰ）は１０１であって、透血率（ＢＰ）は１９．３であったことから、Ｒ＝（Ｎ＋Ｍ）2／ＷＰの値は１, ２９１, ２５１であって、Ｑ＝ＷＰ／ＢＰの値は５．２であった。
【０２８１】
この布を斜め４５度の方向に切りだし、切断端から２ｍｍ離れたところに糸をかけて引っ張り、そこがほつれるまでに要する力を島津製作所ＥＺ−ＴＥＳＴで調べたところ、その耐ほつれ係数は０．４ｋｇであった。
【実施例２４】
【０２８２】
市販の人工血管（Ｉ社；Inter Vascular社）の人工血管（商品名：LP）の繊維の解析を行った。これは平織り構造であり、緯糸が６０Ｄ／５０Ｆで１ｃｍの間隔に４５本あり、横糸にも同じ６０Ｄ／５０Ｆが１ｃｍの間に２９本あった。これを布Ｈとする。
【０２８３】
この布における緯糸の総本数は２, ０４０本であり、横糸の総本数は４, ４８０本であり、透水率（ＷＰ）は２６０であって、透血率（ＢＰ）は４７．７であったことから、Ｒ＝（Ｎ＋Ｍ）2／ＷＰの値は７, ２２５, ３４４であって、Ｑ＝ＷＰ／ＢＰの値は５．５であった。
【０２８４】
この布を斜め４５度の方向に切りだし、切断端から２ｍｍ離れたところに糸をかけて引っ張り、そこがほつれるまでに要する力を島津製作所ＥＺ−ＴＥＳＴで調べたところ、その耐ほつれ係数は０．４ｋｇであった。
【実施例２５】
【０２８５】
市販の人工血管（Ｍ社；Meadox社）の人工血管（商品名：Meadox Double Verour）の繊維の解析を行った。これは平織り構造であり、緯糸が６０Ｄ／５０Ｆで１ｃｍの間隔に３６本あり、横糸にも同じ６０Ｄ／５０Ｆが１ｃｍの間に３６本あった。これを布Ｉとする。
【０２８６】
この布における緯糸の総本数は３, ６７２本であり、横糸の総本数は３, ８８８本であり、透水率（ＷＰ）は３９０であって、透血率（ＢＰ）は８０．６であったことから、Ｒ＝（Ｎ＋Ｍ）2／ＷＰの値は１４６, ５４８であって、Ｑ＝ＷＰ／ＢＰの値は４．８であった。
【０２８７】
この布を斜め４５度の方向に切りだし、切断端から２ｍｍ離れたところに糸をかけて引っ張り、そこがほつれるまでに要する力を島津製作所ＥＺ−ＴＥＳＴで調べたところ、その耐ほつれ係数は０．３ｋｇであった。
【実施例２６】
【０２８８】
市販の人工血管（Ｍ社）の人工血管（商品名：Meadox Cooley Low porosity）の繊維の解析を行った。これは平織り構造であり、緯糸が６０Ｄ／５０Ｆで１ｃｍの間隔に５７本あり、横糸にも同じ６０Ｄ／５０Ｆが１ｃｍの間に３６本あった。これを布Ｊとする。
【０２８９】
この布における緯糸の総本数は１, ９９８本であり、横糸の総本数は５, ８００本であり、透水率（ＷＰ）は６８であって、透血率（ＢＰ）は１８．６であったことから、Ｒ＝（Ｎ＋Ｍ）2／ＷＰの値は８９４, ２４７であって、Ｑ＝ＷＰ／ＢＰの値は３．７であった。
【０２９０】
この布を斜め４５度の方向に切りだし、切断端から２ｍｍ離れたところに糸をかけて引っ張り、そこがほつれるまでに要する力を島津製作所ＥＺ−ＴＥＳＴで調べたところ、その耐ほつれ係数は０．４ｋｇであった。
【実施例２７】
【０２９１】
次に、上記により得たＡからＪまでの布に、１２０ｍｍＨｇに相当する圧力をかけたイヌの血液を通過させた。この血液は、動物にヘパリンを投与して採取しており、そのＡＣＴの値は４００秒以上であって、フィブリンによる血栓形成を阻止した血液であった。
【０２９２】
以上の結果と、それらから得られる計算値を次の表に示す。
【０２９３】
【表１】
0004627978.tif 000002
【０２９４】
これらの中で、本発明の基準値Ｒ＝（Ｎ＋Ｍ）2／ＷＰの数式で表される値に関して８×１０6を越す布は、極細繊維を使用したＡ、Ｂ、Ｃであった。
【０２９５】
次に、１７から２６までで行った各試料（Ａ〜Ｊ）について、２４時間イヌ植え込み後の試料を走査型電子顕微鏡（日立株式会社製、商品名：Ｈ−８００）によって３０００倍で観察したところ、試料Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄでは、繊維間隙が狭く、その間隙にことごとく赤血球と血小板が入り込んでおり、繊維間隙はこれらによって完全に橋渡し状態になって占められていた。しかしながら、ＥからＪまでの試料では、繊維間隙が広く、更にその間隙には赤血球と血小板が見られるが、散在的であり、繊維間隙を橋渡しするような詰まり方は見られなかった。
【０２９６】
次に、試料Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄにおいて、繰り返し生理的食塩水によって試料を洗浄して、肉眼的に血液の付着を取り去った後の試料を、再度、走査型電子顕微鏡（３０００倍）で観察を行った。その結果、実施例上記で見られた赤血球が流れ去り、その後の繊維間隙に、血小板が凝集し、繊維間隙を橋渡し状態になって凝集していることが明らかとなった。
【０２９７】
この実施例から、本発明のＲ＝（Ｎ＋Ｍ）2／ＷＰの値に関して８×１０6を越す繊維製の布であるＡ、Ｂ、Ｃ、Ｄにおいて、赤血球と血小板による繊維間隙の橋渡し状態が観察されたことが判明した。更に、赤血球を洗い流すと、そこには、血小板による凝集と、それによる繊維間隙の橋渡し現象が認められたことが判明した。
【０２９８】
これらの実施例で明らかなように、透水率の高さと、血液の漏れの量の関係において、本発明の基準値を超えるＡ、Ｂ、Ｃ、Ｄでは、透水量に比べて、血液の漏れの量が少ないことが判る。これに対して、基準値を超えなかった他の試料では、透水量の多い試料は、それとほぼ比例して血液の漏れが多いことが判る。
【０２９９】
すなわち、本発明のＲ＝（Ｎ＋Ｍ）2／ＷＰ＞８×１０6およびＱ＝ＷＰ／ＢＰ＞６  を満足する織り構造を基本とする極細繊維を含む布においては、実施例１に示した編み構造の布と同ように、漏血の少ない繊維製の医用材料を提供することが可能であることを示している。
【０３００】
以下に図示しつつ、本発明を説明する。
【図面の簡単な説明】
【０３０１】
【図１】図１は通常の太さの繊維で編んだ布組織（代表的なデンビー編み構造）を示す模式斜視図である。織物と異なり、複雑な糸使いで、相互に絡まった糸の関係を示す。
【図２】図２は、図１の構造に、極細繊維を伴走させた状態で編んだデンビー組織の編み物を示す模式斜視図である。極細繊維は通常の太さの繊維に絡まるようは走行を示すが、極めて細いため、繊維束から離れた状態となりがちである。すなわち、毛羽立ち状態で存在する。このことによって、繊維間隙が狭くなる。
【図３】図３は、図１の構造に図２のように極細繊維を伴走させた状態で編み込んだデンビー編みを示す模式斜視図である。この状態で８０ｋｇ程度のウォータージェットをかけることによって、極細繊維が選択的に通常の太さの繊維の走行から剥離し、繊維間隙に蜘蛛の糸状に絡まった状態となっている。この状態となると、個々の繊維間隙は極めて狭く多くなることから、この繊維間隙に血小板を中心とした血栓組織が捕捉され易くなり、剥がれ難くなる。
【図４】図４は、ラプラスの法則を繊維間隙に張りつめた血栓膜にかかる張力をもって説明するための模式断面図である。（ａ）は通常の太さの繊維のみの繊維間隙に張った血栓膜である。右は通常の太さの繊維間隙に極細繊維が存在しているときの血栓膜である。この状態で同じ内圧、すなわち血圧がかかった場合、左の血栓膜は大きな弧を形成して広がる。（ｂ）は小さな弧を形成する。このとき、ラプラスの法則によって、弧の大きさ、すなわちその半径に比例した張力が膜にかかる。このように考えると、通常の太さの繊維のみの繊維間隙に形成される血栓膜には、極細繊維が存在する場合の血栓膜に比べて大きな張力がかかることが判る。そうなると、左の状態では血栓膜は破壊され易く、右の状態では安定することが理解できる。
【図５】図５では、平織り構造の織物の基本構造を示す模式平面図である。緯糸と横糸が交互に織り込まれている。使用している繊維は通常の太さの繊維である。
【図６】図６では、平織り構造の織物で、横糸に極細繊維を使用した場合の基本構造を示す模式平面図である。通常の太さの緯糸と極細繊維からなる横糸が交互に織り込まれている。極細繊維を単純に織り込むと、このように個々の繊維が揃った束状態になるため、繊維間隙は極めてきつく、細密充填状態に陥り易い。
【図７】図７では、平織り構造の織物で、横糸に嵩高加工糸を使用した場合の基本構造を示す模式斜視図である。通常の太さの緯糸と嵩高加工糸からなる横糸が交互に織り込まれている。嵩高加工糸は繊維が互いに離れあっており、繊維間隙が広い。図５と同じ太さの繊維を使用していても、嵩高加工糸を横糸に使用することで、細密充填的でない繊維間隙を有することができる。
【図８】図８は、平織り構造の織物で、横糸に極細繊維を使用し、それを起毛処理を施した状態を示す模式斜視図である。極細繊維に嵩高加工を施していてもこのような状態になり得るし、極細繊維形成性複合繊維を仮より加工し、潜在捲縮能を持たせ、この繊維で布を作製し、捲縮発現させた後、極細繊維化処理することによっても、このように起毛した極細繊維の状態を得ることが出来る。また、一部に熱収縮糸を使用することによっても、この受胎を作りうる。このような繊維を横糸に使用することで、細密充填的でない極細繊維による狭い繊維間隙を無数に有することができる。
【図９】図９は、通常の太さの繊維で作った布の模式断面図である。個々の繊維が均等に並んでいる。織物の場合も、編み物の場合も、繊維間隙は通常、この様な状態にある。
【図１０】図１０では、通常の太さの繊維の間隙に極細繊維を混在させた布の模式断面図である。個々の通常の太さの繊維が均等に並んでおり、その間隙に極細繊維が点在する。この状態で無図を流した場合、極細繊維の存在は透水率にそれほど大きな影響を与えないため、図９と図１０で示される布に於いては、透水率はごく僅かな違いがあるのみである。
【図１１】図１１は、図９に示した布に血液を流し始めた状態での繊維間隙に付着する血栓膜を示す模式断面図である。繊維間隙が離れているため、血栓膜は形成され難い。又、形成される膜は破れ易い。
【図１２】図１２では、図１０に示した布に血液を流し始めた状態での繊維間隙に付着する血栓膜を示す模式断面図である。通常の太さの繊維の間に極細繊維が点在するため、繊維間隙が極めて狭くなっており、血栓膜が容易に形成される。しかも、その膜は破れ難い。
【図１３】図１３では、図９に示した布に血液を持続して流した状態での繊維間隙に付着する血栓膜を示す模式断面図である。繊維間隙が離れているため、血栓膜は形成されるが、まばらにしか形成されず、形成された膜は破れ易い。
【図１４】図１４は、図１０に示した布に血液を持続して流した状態での繊維間隙に付着する血栓膜を示す模式断面図である。通常の太さの繊維の間に極細繊維が点在するため、繊維間隙が極めて狭くなっており、血栓膜が容易に、しかも多量に形成される。通常の太さの繊維と極細繊維のとの総本数が多くなっているため、繊維間隙は極めて多くなり、その繊維間隙にそれぞれ繊維膜が形成されて、それぞれの繊維はハブの様な状態となり、結果的に高密度の血栓膜が形成される、そしてそれぞれの血栓膜は膜の幅が短いことから、形成された個々の膜は破れ難い。この原理は図４で示したラプラスの法則で破れ難いことで、理解できる。このような状態になると、布は血液を漏らさなくなる。極細繊維が通常繊維の繊維間隙に混在することで、透水率は高くとも透血率を低くする本発明の成果がこの図で明白に理解できる。
【符号の説明】
【０３０２】
１…編み組織を構成する通常の１．２デニール程度の太さの繊維
２…０．８デニール以下の細い繊維。毛羽だった状態で存在する。
３…絡まった状態の０．８デニール以下の細い線維。１．２デニール以下の太い繊維の間隙にあって、蜘蛛の糸が張ったような状態となっている。
４…ラプラスの法則を繊維の間に張りつめた血栓で説明する図の、通常の太さの１．２デニール程度の繊維
５…０．８デニール以下の細い繊維
６…繊維間に張りつめた血栓の膜
７…膜にかかる張力
８…血圧の方向と力（ベクトル）
９…平織り構造の布の横糸
１０…平織り構造の布の緯糸
１１…平織り構造の横糸に使用された極細繊維
１２…平織り構造に使用された通常の太さの嵩高加工糸
１３…平織り構造の横糸に使用され、起毛処理をされた極細繊維
１４…通常の太さの糸を使用した布の断面を見た時の通常繊維の断面
１５…通常の太さの糸と極細繊維を混在させた布の断面に見られる極細繊維の断面
１６…繊維間隙に張った血栓膜
【図１】
0004627978.tif 000003
【図２】
0004627978.tif 000004
【図３】
0004627978.tif 000005
【図４】
0004627978.tif 000006
【図５】
0004627978.tif 000007
【図６】
0004627978.tif 000008
【図７】
0004627978.tif 000009
【図８】
0004627978.tif 000010
【図９】
0004627978.tif 000011
【図１０】
0004627978.tif 000012
【図１１】
0004627978.tif 000013
【図１２】
0004627978.tif 000014
【図１３】
0004627978.tif 000015
【図１４】
0004627978.tif 000016