JPH0833661A - 人工血管及びその製造方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【構成】 合成樹脂から成る人工血管基材の内腔面に、
直接、又はゼラチンもしくはコラーゲンを塗布し架橋剤
で固定した上に、水溶性エラスチンをコアセルベーショ
ン（凝集）させ架橋剤によって固定した。 【効果】 人工血管内腔面に固定化されたエラスチン
が、材料表面での血液の凝固活性を抑えると同時に細胞
や組織の過剰成長を抑制し、吻合部内膜肥厚を抑制する
ことで、小口径でも長期間にわたって高い開存性を発揮
することが可能である。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、血管疾患の治療に際し
て、生体血管のバイパス術や置換術に使用される人工血
管に関するものである。更に詳しくは、生体血管の内弾
性板に類似した構造を人工血管の内腔面に形成すること
によって、血液の凝固と血漿蛋白の付着を抑制し、小口
径でも内膜肥厚を起こさず、高い開存性を有する人工血
管及びその製造方法に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】近年、食生活の向上による糖尿病の増加
や高齢化などにより、閉塞性動脈硬化症などの血管疾患
が増加してきており、代用血管を用いた血行再建術が盛
んに行われている。このような状況の中で様々な人工血
管が開発されており、胸部大動脈や腹部大動脈、大腿動
脈等の再建に使用できる、内径７〜３８ｍｍの大口径人
工血管は既に実用化されている。しかしながら、虚血性
心疾患の患者の救命の為の冠状動脈の再建や膝下の膝窩
動脈や脛骨動脈の再建には、専ら自家内胸動脈や大伏在
静脈に頼っており、内径３〜６ｍｍの小口径人工血管の
開発が望まれているが、これらの再建に満足して使用で
きる小口径人工血管は未だ開発されていないのが現状で
ある。

【０００３】人工血管に必要な性能として、優れた抗血
栓性を有し、血栓による閉塞を生じないことと、優れた
組織適合性を有し、早期に内膜や外膜が形成され安定化
することが求められる。小口径人工血管では、特に血栓
閉塞を免れるため優れた抗血栓性が不可欠の特性となる
が、抗血栓性の高い人工血管ほど吻合部の組織過形成、
即ち吻合部内膜肥厚を高度に形成して閉塞する。即ち抗
血栓性と組織適合性は相反する特性であり、抗血栓性の
高い材料は組織適合性が悪く、また、抗血栓性の高い材
料の組織適合性を高めることは難しい（笹嶋唯博、ＮＩ
ＫＫＥＩ ＭＥＤＩＣＡＬ、１９９２年、２月１０日
号）。小口径では内腔が細いことと血流量が少ないこと
から、僅かな血栓や内膜肥厚の形成が閉塞原因となり、
優れた抗血栓性と組織適合性の両立は小口径人工血管の
開発における重要な課題である。

【０００４】例えば、ダクロン人工血管は組織適合性は
良好であるが抗血栓性は不十分であり、小口径人工血管
には使用できない。一方、fibril length ３０μ以下の
eＰＴＦＥ（延伸テフロン）製人工血管は抗血栓性が比
較的良好であるが、吻合部内膜肥厚を形成しやすく、有
孔度を高めて組織適合性を付与すれば抗血栓性が低下し
て、低血流量域では早期に血栓閉塞する。また、最近数
種の化学修飾生体由来代用血管が開発されており、ある
ものは極めて良好な抗血栓性を示すが構造的に組織適合
性が不良で、やはり何れも移植後数ケ月で吻合部内膜肥
厚を生じて、その多くは閉塞に至るという問題を有して
いる。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】本発明は、従来の人工
血管このような問題点を解決しようとするものである。
ヒト臍帯静脈は発達したエラスチンを主成分とする内弾
性板を有するが、これを化学固定したヒト臍帯静脈グラ
フトは、採取時や化学固定時に内弾性板が損傷、剥離さ
れ、この剥離部では血栓形成が顕著で、これに伴った内
膜肥厚を発生するのに対して、内弾性板が温存されてい
る部分は高い抗血栓性を示し、吻合部では内膜肥厚を発
生しないことから、組織適合性も優れていることが示さ
れた（笹嶋唯博ら、人工臓器，２０（２），４１４−４
１９（１９９１））。これらの研究結果を背景として、
エラスチン内膜の人工血管としての生物学的適合性に着
目するとともに、生体由来のエラスチンを用いること
で、人工血管内腔面に均一に内弾性板に匹敵する膜面を
構築できることを見出し、鋭意研究して本発明を完成す
るに至ったものである。

【０００６】

【課題を解決するための手段】即ち本発明は、合成樹脂
を管状にして作製した人工血管基材の内腔面に、水溶性
エラスチンを架橋剤によって架橋して得られるエラスチ
ン層を有するか、又は架橋剤によって架橋されたゼラチ
ン層もしくはコラーゲン層を設け、更にその上に水溶性
エラスチンを架橋剤によって架橋して形成されたエラス
チン層を有する人工血管と、その製造方法に関するもの
である。

【０００７】本発明で用いる人工血管基材は、血液の流
路としてマクロファージなどの放出する過酸化物分解酵
素や加水分解酵素の存在する生体内に長期間留置するた
め、生体内で酵素などにより分解されず、かつ毒性がな
く、また血圧の変動に充分耐えられる材料であることが
必要で、その材質としては、ポリウレタン、ポリエステ
ル、ポリテトラフルオロエチレンなどの合成樹脂が好ま
しい。特にポリウレタンは、生体血管に近いコンプライ
アンスが得られるため好ましい。また、管状に作製した
人工血管基材の内腔面に、ゼラチン、コラーゲン、エラ
スチン等を強固に固定するためには、内腔面の構造は多
孔性、繊維を編んだもの、もしくは繊維が積み重なった
構造のものが好ましい。その理由は、このような構造の
基材ではゼラチン、コラーゲン、エラスチン等が基材の
孔や繊維間に入り込み強いアンカー効果が得られるため
である。

【０００８】また、人工血管基材を合成樹脂を繊維状に
したものから作る場合、その繊維径は５〜５０μｍの範
囲とするのが適切である。５μｍ以下では平織り又はメ
リヤス編みとしたり、マンドレル上に積層して管状とし
たとき、繊維間隔が狭くなりすぎて、充分にゼラチンや
コラーゲン、エラスチン等が入り込めず、強固に固定で
きないし、生体内へ植込んだ後も細胞が入り込めず巧く
治癒することができない。繊維径５０μｍ以上では繊維
間隔が広すぎて、ゼラチンやコラーゲン、エラスチン等
を固定する足場が少なく、強固にこれらを固定できな
い。

【０００９】また、本発明で用いることのできるエラス
チンは特に限定はしないが、ブタ大動脈由来エラスチ
ン、ウシ頚靱帯由来エラスチン、ウシ肺由来エラスチ
ン、ウシ大動脈由来エラスチン、ヒト肺由来エラスチ
ン、ヒト大動脈由来エラスチンなどのエラスチン、又は
これらを熱蓚酸処理によって水溶性にしたα−エラスチ
ンもしくはβ−エラスチン、アルカリエタノール処理に
よって水溶性にしたκ−エラスチン、ペプシン、エラス
ターゼなどの酵素で処理し水可溶性にしたエラスチン蛋
白質などが挙げられる。中でも組織適合性と抗血栓性の
点でヒト大動脈由来エラスチンが望ましく、その理由の
詳細は不明であるが、エラスチンはその由来部位と動物
の種類によって若干アミノ酸組成が異なり、ヒト大動脈
由来エラスチンの有するアミノ酸組成では特に架橋後の
裏面を平滑にできるため、血液の凝固活性を引き起こし
難い為と考えられる。

【００１０】また、本発明で用いるゼラチン、およびコ
ラーゲンとしては、動物由来の物が利用できる。エラス
チン層を設ける前に予めゼラチンもしくはコラーゲンの
層を設ける目的は、主として、前記のように多孔性構造
を有する人工血管基材の内表面の孔部を充填して、人工
血管内腔面の平滑性を高めるためである。ゼラチン層や
コラーゲン層は血液と直接接触し、あるいは作用するも
のではないが、人工血管内腔面をミクロ的に平滑にする
ことにより、血液の凝固活性を抑制することが可能にな
る。

【００１１】本発明で人工血管の基材内面にゼラチン層
又はコラーゲン層を形成する工程において、ゼラチン又
はコラーゲンを溶解するｐＨ＝３〜８の緩衝液は特に限
定はしないが、クエン酸／水酸化ナトリウム緩衝液、ギ
酸／ギ酸ナトリウム緩衝液、クエン酸／クエン酸ナトリ
ウム緩衝液、酢酸／酢酸ナトリウム水溶液、コハク酸／
水酸化ナトリウム水溶液、リン酸緩衝溶液、リン酸二水
素ナトリウム／水酸化ナトリウム緩衝液などが挙げられ
る。中でもゼラチンに対してはｐＨ＝７の緩衝液が望ま
しく、コラーゲンに対してはｐＨ＝３．３の緩衝溶液が
好ましい。この理由はゼラチンはｐＨ＝７付近で安定し
て架橋できるし、またコラーゲンはｐＨ＝４以上では沈
澱が生じやすく安定した水溶液と出来ないためである。

【００１２】また同工程において、ゼラチン及びコラー
ゲンの濃度は緩衝溶液に対し１〜１０ｗｔ％の範囲が好
ましい。この理由は、濃度が低すぎると充分な厚さのゼ
ラチン層又はコラーゲン層が得られず基材が露出してし
まうし、濃度が高すぎると溶液の粘度が上昇し、人工血
管基材の孔や網目内に入っていくことができないし、ゼ
ラチンやコラーゲンを架橋して得られる人工血管内腔面
をミクロ的に平滑にするのが難しいためである。

【００１３】また、人工血管の基材の内腔面上に直接又
はゼラチン層もしくはコラーゲン層を設けた人工血管内
腔面上に水溶性エラスチンをコアセルベーション（凝
集）させる工程において用いる緩衝溶液も、ｐＨ＝４〜
７の範囲のものであればよく特に限定はされない。前記
のゼラチン又はコラーゲンを溶解するため緩衝液と同じ
ものが使用できるが、中でもｐＨ＝５で充分な緩衝能を
持つクエン酸／水酸化ナトリウム緩衝液、クエン酸／ク
エン酸ナトリウム緩衝液、酢酸／酢酸ナトリウム水溶
液、コハク酸／水酸化ナトリウム水溶液などが、水溶性
エラスチンをコアセルベーションさせるのに適してい
る。これは水溶性エラスチンの等電点がこの付近に有
り、電気的に中和されたエラスチンが疏水−疏水相互作
用を生じやすく、コアセルベーションが安定するためで
あると考えられる。

【００１４】また、水溶性エラスチンを緩衝溶液に溶解
する量は、ｐＨ＝４〜７の緩衝液に対して１〜３０ｗｔ
％の範囲で用いることがでる。この理由はエラスチンの
濃度が１ｗｔ％より低すぎると水溶性エラスチンがコア
セルベーションし難く、３０ｗｔ％より濃度が高すぎる
と人工血管の内腔面に形成されるエラスチン層が不均一
になってしまう為である。また、温度は７０℃より高い
温度ではエラスチンの変性が生じやすいし、３５℃未満
の低温では水溶性エラスチンをコアセルベーションさせ
ることができないため３５〜７０℃の範囲が好ましい。

【００１５】さらに、人工血管の基材の内腔面上に直接
又はゼラチン層もしくはコラーゲン層を設けた内腔面上
にエラスチン層を形成するには、水溶性エラスチンの溶
液を塗布し架橋剤にて架橋したり、予め架橋剤と混合し
た水溶性エラスチンを塗布し加熱や光によって架橋する
ことも可能であるが、コアセルベーションさせた後で架
橋するほうが、形成されたエラスチン層の抗血栓性と組
織適合性が良好であるため好ましい。この理由は明確で
はないが、エラスチンは生体内でコアセルベート（凝集
体）を形成した状態で存在しており、この時の分子の三
次構造がエラスチンの生理活性に重要であるためと考え
られる。

【００１６】本発明における各工程において、ゼラチン
層、コラーゲン層、あるいはコアセルベーションさせた
水溶性エラスチンの層等を架橋させるための架橋剤とし
ては、水溶性の架橋剤であるグルタールアルデヒドやジ
アルデヒドスターチ、もしくは水溶性のエポキシ化合物
等が使用できるが、中でも水溶性エポキシ化合物は、ア
ミノ基とカルボキシル基の両方の官能基と反応でき、ま
た、架橋後は柔らかい蛋白層を与えるため生体血管に近
いコンプライアンスを得ることができ、特に好ましい。

【００１７】また、水溶性エラスチンを人工血管内腔面
に均一にコアセルベーションさせるためには、作製する
人工血管の内径にもよるが、エラスチン水溶液を充填し
た人工血管を長手方向に水平に保ちながら、内径２〜６
ｍｍの人工血管では円周方向に０．１〜１０ｒｐｍの回
転速度で静かに回転させるのが好ましい。この理由は、
エラスチンを３５℃以上の温度で静置すると、重力方向
にエラスチンがコアセルベーションしてコアセルベート
（凝集体）を形成する特性を利用するため、回転速度が
速すぎると内腔に充填したエラスチン溶液が攪拌されて
しまい、巧くコアセルベーションを内腔面上に形成でき
ないし、回転速度が遅すぎるとエラスチンのコアセルベ
ーション速度より人工血管内腔面の移動速度が遅くなる
ため、人工血管内腔面に均一にエラスチン層を形成する
ことができないためである。

【００１８】

【実施例】以下に、実施例によって本発明の効果を説明
する。 〔実施例１、及び比較例１〕 溶液の調製及び人工血管の製作 ポリウレタン樹脂（米国エチコン社製バイオマー）を直
径１０μｍの繊維状に押出し、直径４ｍｍφ×長さ１ｍ
のステンレス製マンドレルに巻きとることで、内径４ｍ
ｍφ×長さ１ｍの網目状人工血管基材を作製した。ま
た、牛頸靱帯由来エラスチン（エラスチン・プロダクト
社製）を熱蓚酸処理して水溶性にし、コアセルベーショ
ンによって凝集させて精製したα−エラスチン４００ｍ
ｇを、２０ｍｌのｐＨ＝４．０酢酸／酢酸ナトリウム緩
衝液に４℃によって溶解しエラスチン水溶液を作製し
た。

【００１９】次に、上記で得られた人工血管基材を１０
ｃｍの長さに切断し、内径４．５ｍｍφ×１２ｃｍのガ
ラス管で、両端に三方コックを取り付け、更に中央部に
ギヤーを取り付けてモーターによって回転できるように
した治具の中に挿入し装着した。一方の三方コックから
エラスチン水溶液を充填し、６０℃に加熱しながらモー
ターをスタトーさせ、５ｒｐｍで１２時間回転させてエ
ラスチンを人工血管基材の内面にコアセルベーションさ
せた。ここで、三方コックを開いて管内の溶液を捨て、
続いて２０ｍｇの水溶性エポキシ架橋剤（デナコールＥ
Ｘ−６１４Ｂ、長瀬産業製）をｐＨ＝７．０のリン酸緩
衝液２０ｍｌに溶解した水溶液を人工血管内に充填し、
５ｒｐｍの速度で回転させながら６０℃にて２４時間架
橋を行い、内腔面に約１００μｍの厚みのエラスチン層
を有する人工血管を得た。

【００２０】 動物実験 体重１１ｋｇのビーグル成犬（雌性）１頭をアトロピン
にて前処理し、導入麻酔をフルニトラゼパム０．１ｍｇ
／ｋｇ、ケタミン３ｍｇ／ｋｇの静注によって実施し
た。犬を手術台に固定後、ヘパリン（１００Ｕ／ｋｇ）
を静注し、フローセンによる麻酔を維持しながら、腹部
を切開して腎動脈下腹部大動脈を５ｃｍ切除し、ここに
６−０ポリプロピレン糸を用い端々吻合によって内径４
ｍｍφ×長さ５ｃｍの本発明のエラスチン層を有する人
工血管を植え込んだ。また、比較例として内径４ｍｍφ
×長さ５ｃｍのグルタールアルデヒド処理ヒト臍帯静脈
人工血管（Ｄardik Ｂiograft)を、体重１１ｋｇの雑種
成犬（雌性）の腎動脈下腹部大動脈に植え込んだ。

【００２１】術後、抗凝固剤は一切使用せず６ケ月間イ
ヌを飼育した。６ケ月後、イヌをアトロピンにて前処理
し、導入麻酔をフルニトラゼパム０．１ｍｇ／ｋｇ、ケ
タミン３ｍｇ／ｋｇの静注によって実施し、犬を手術台
に固定後、ヘパリン（１００ＩＵ／ｋｇ）を静注し、フ
ローセンによる麻酔を維持しながら、腹部を切開し、腎
動脈下腹部大動脈に植え込んだ両人工血管を宿主血管と
共に摘出した。直ちに、注射器を用いて２５００ＩＵ／
５００ｍｌのヘパリンを溶解した生理食塩水にて人工血
管の内外面を静かに洗浄し、血液を洗い流し、人工血管
を縦に切り開き肉眼的に観察し、本発明のエラスチン層
を有する人工血管と比較例のＤardik Ｂiograft との比
較を行った。

【００２２】次に、人工血管を縦に２つ割りにし、一方
を４％ホルマリンの中性緩衝溶液に浸漬して固定した
後、光学顕微鏡用試料とした。残りの試料は、１％グル
タールアルデヒドの中性緩衝溶液及び３％グルタールア
ルデヒドの中性緩衝溶液に浸して固定し、電子顕微鏡用
試料とした。光学顕微鏡用試料は中枢側吻合部、中央
部、末梢側吻合部の３つに切断し、ホルマリンを洗浄し
た後、パラフィン包埋し、各部位から切片を切り出しプ
レパラートとした。次にヘマトキシリン液に５分浸し、
水洗後、１％エオジン液に浸し、水洗、脱水、封入して
染色を行った。光学顕微鏡による観察は４０倍と１００
倍にて実施し、中枢側吻合部、中央部、末梢側吻合部で
それぞれ新生した内膜の厚みを計測し、本発明のエラス
チン層を有する人工血管と比較例のＤardik Ｂiograft
との内膜肥厚の程度を比較した。

【００２３】また、電子顕微鏡用試料はグルタールアル
デヒド固定後、０．１Ｍカコジル酸ナトリウム緩衝溶液
にて十分洗浄し、試料を中枢側吻合部、中央部、末梢側
吻合の３つに分け、１％オスミウム、１％タンニン酸で
導電処理を行った後、ｔ−ブタノール凍結乾燥によって
乾燥し、試料台に固定してＰｔ−Ｐｄを蒸着した。電子
顕微鏡観察は本発明のエラスチン層を有する人工血管と
比較例のＤardik Ｂiograft の内腔面の状態を２００倍
と１０００倍にて観察し評価した。

【００２４】尚、光学顕微鏡はニコン社製ＤＩＡＰＨＯ
Ｔ−ＴＭＤ型を使用し、走査型電子顕微鏡は日立製Ｓ−
２４００型を使用した。 評価結果 実施例及び比較例の各人工血管の評価結果は、表１に示
した通りであった。

【００２５】

【表１】

【００２６】〔実施例２、及び比較例２〕 溶液の調製、及びゼラチン層上にエラスチン層を有
するシャーレの作製 ２％ゼラチンのリン酸緩衝溶液（ｐＨ＝７）を、３５ｍ
ｍφの細胞培養用シャーレ（住友ベークライト（株）製
ＭＳ−１０３５）に２ｍｌ添加して均一に広げた後、
４℃にて２時間静置し、ゼラチンをゲル化させた。その
後、２％グルタールアルデヒドのリン酸緩衝液（ｐＨ＝
７）３ｍｌを添加し、４℃で２４時間静置し、架橋を行
った。

【００２７】次に、牛頸靱帯由来エラスチン（エラスチ
ン・プロダクト社製）を熱蓚酸処理して水溶性にし、コ
アセルベーションによって凝集させて精製したα−エラ
スチン４０ｍｇを、２ｍｌのｐＨ＝４．０酢酸／酢酸ナ
トリウム緩衝液に４℃で溶解した溶液を調製し、上記の
ゼラチン層を固定したシャーレ内に添加し、５０℃にて
１２時間静置し、エラスチンをゼラチン層の上にコアセ
ルベーションさせた。ここでシャーレ内の溶液を捨て、
２０ｍｇの水溶性エポキシ架橋剤（デナコールＥＸ−５
２１、長瀬産業製）をｐＨ＝７．０のリン酸緩衝液２０
ｍｌに溶解した水溶液３ｍｌをシャーレ内に添加し、密
栓をして、６０℃にて２４時間架橋を行い、ゼラチン層
上にエラスチン層を有する内径３．５ｍｍφのシャーレ
作製した。

【００２８】 細胞培養 ゼラチン層上にエラスチン層を有する内径３．５ｍｍφ
のシャーレ、及び比較試料として未処理の内径３．５ｍ
ｍφの細胞培養用シャーレにそれぞれ１×１０⁴個／ｍ
ｌ濃度のヒト子宮頚癌由来Ｈela 細胞を２ｍｌづつ播種
し、コウシ血清１０％（大日本製薬製）を含む基本培地
ＭＥＭ（大日本製薬製）で４日間３７℃にて培養した。
培地を２日毎に新しいものに交換し、培養４日目にセル
スクレーパーで細胞を全て剥がし、細胞の浮遊溶液とし
た。

【００２９】次に、この細胞浮遊溶液１００μｌに０．
３％トリパンブルーのリン酸緩衝溶液１００μｌを加え
て染色し、血球計算板上で倒立顕微鏡により対物レンズ
１０倍にて観察し、細胞浮遊液１ｍｌ当たりの細胞数及
び生死細胞数を計算した。培養４日目の細胞数から、ト
リパンブルーにより染色された細胞を死細胞数として生
存率を計算し、播種細胞数と培養４日目の細胞数から細
胞の増殖率を求め、比較試料の細胞培養用シャーレでの
増殖率を１として、ゼラチン層上にエラスチン層を有す
るシャーレ上での細胞の増殖率比を計算した。尚、倒立
顕微鏡はニコン社製ＤＩＡＰＨＯＴ−ＴＭＤ型を使用し
た。

【００３０】 評価結果 培養４日目のゼラチン層上にエラスチン層を有するシャ
ーレ、及び比較試料の細胞培養用シャーレ上でのＨela
細胞の生存率、増殖率比を表２に示した。培養４日目
で、ゼラチン層上にエラスチン層を有するシャーレ上で
のＨela 細胞の生存率は、比較試料のシャーレと同等で
あったが、細胞の増殖率比は比較試料を１としたとき、
ゼラチン層上にエラスチン層を有するシャーレでは０．
６となり、増殖の活発な癌細胞の増殖が抑えられてい
た。

【００３１】

【表２】

【００３２】このように、本発明による人工血管の表面
は細胞の過激な増殖を抑えることができ、人工血管内腔
面での組織や細胞の過剰成長による内膜肥厚を抑えるこ
とができる、小口径人工血管に適した材料であることが
判明した。

【００３３】

【発明の効果】以上のように、人工血管基材の内腔面に
水溶性エラスチンをコアセルベーション（凝集）させ、
架橋剤によって架橋した人工血管は、優れた抗血栓性と
組織適合性を併せ持ち、吻合部付近での組織や細胞の過
剰成長や未着床を抑え、吻合部内膜肥厚を全く生ずるこ
とがないため、従来にない内径４ｍｍ以下といった小口
径でも長期間にわたる開存が可能な人工血管であること
が明白となった。本発明は、虚血性心疾患の患者の救命
の為の、冠状動脈の再建や膝窩動脈や脛骨動脈の再建に
用いることができる小口径でも、長期間開存する有用な
材料を提供するものである。

Claims (12)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 合成樹脂を管状にして作製した人工血管
   基材の内腔面に、水溶性エラスチンをコアセルベーショ
   ン（凝集）させ架橋剤によって架橋して得られるエラス
   チン層を有するか、又は架橋剤によって架橋されたゼラ
   チン層もしくはコラーゲン層を設け、更にその上に水溶
   性エラスチンをコアセルベーションさせ架橋剤によって
   架橋して形成されたエラスチン層を有することを特徴と
   する人工血管。
2. 【請求項２】 水溶性エラスチンが、動物由来もしくは
   ヒト由来のエラスチンを熱蓚酸処理して得られるα−エ
   ラスチンもしくはβ−エラスチン、エラスチンをアルカ
   リエタノール処理して得られるκ−エラスチン、又はエ
   ラスチンをペプシンもしくはエラスターゼによって酵素
   処理して得られる水溶性エラスチンであることを特徴と
   する、請求項１記載の人工血管。
3. 【請求項３】 水溶性エラスチンの架橋剤が、グルター
   ルアルデヒド、ジアルデヒドスターチ、もしくは水溶性
   エポキシ化合物であることを特徴とする、請求項１記載
   の人工血管。
4. 【請求項４】 ゼラチン層もしくはコラーゲン層の架橋
   剤が、グルタールアルデヒド、ジアルデヒドスターチ、
   もしくは水溶性エポキシ化合物であることを特徴とす
   る、請求項１記載の人工血管。
5. 【請求項５】 人工血管基材が、合成樹脂を繊維状にし
   平織りもしくはメリヤス編みにて管状としたもの、合成
   樹脂を繊維状にしマンドレル上に巻取り積層して不織性
   の管状としたもの、合成樹脂を押出し成形によって管状
   としたもの、合成樹脂に粒状塩化ナトリウム等の水溶性
   物質を加え押出し成形によって管状とした後、これを水
   中に浸すことによって多孔性構造としたもの、又は、合
   成樹脂を押出し成形によって管状とした後、延伸を加え
   て多孔性構造としたもののいずれかであることを特徴と
   する、請求項１記載の人工血管。
6. 【請求項６】 人工血管基材を形成する合成樹脂が、ポ
   リウレタン、ポリエステル、もしくはポリテトラフルオ
   ロエチレンであることを特徴とする、請求項５記載の人
   工血管。
7. 【請求項７】 合成樹脂によって作製した人工血管基材
   の内腔に、水溶性エラスチンをｐＨ＝４〜７の緩衝溶液
   に対して濃度が１〜３０ｗｔ％になる割合で加えた水溶
   性エラスチンの緩衝溶液を、４℃以上３５℃未満にて充
   填し、人工血管基材を長手方向に水平に保ちながら、３
   ５℃以上７０℃以下にて０．１〜１０ｒｐｍの速度で人
   工血管基材の円周方向に回転させて内腔面上にエラスチ
   ンをコアセルベーションさせた層を構築した後、内腔の
   溶液を排出し、次に水溶性架橋剤をｐＨ＝４〜７の緩衝
   溶液に対して濃度が０．１〜１０ｗｔ％になる割合で溶
   解した架橋剤溶液を内腔に入れて、水溶性エラスチンの
   コアセルベート層を架橋させることによって、人工血管
   の内腔面にエラスチン層を構築することを特徴とする人
   工血管の製造方法。
8. 【請求項８】 合成樹脂によって作成した人工血管基材
   を、ゼラチンもしくはコラーゲンをｐＨ＝３〜８の緩衝
   溶液に対して濃度が１〜１０ｗｔ％になる割合で加えた
   溶液中に浸すことによって、人工血管基材の繊維間もし
   くは多孔性人工血管基材の孔中にゼラチンもしくはコラ
   ーゲンを含浸させ、更に人工血管基材の内腔面上にもゼ
   ラチン層もしくはコラーゲン層を形成させ、架橋剤にて
   ゼラチン層もしくはコラーゲン層を架橋させた後、該人
   工血管基材の内腔に、水溶性エラスチンをｐＨ＝４〜７
   の緩衝溶液に対して濃度が１〜３０ｗｔ％になる割合で
   加えた水溶性エラスチンの緩衝溶液を、４℃以上３５℃
   未満にて充填し、人工血管基材を長手方向に水平に保ち
   ながら、３５℃以上７０℃以下にて０．１〜１０ｒｐｍ
   の速度で人工血管基材の円周方向に回転させて、内腔面
   上にエラスチンをコアセルベーションさせた層を構築
   し、内腔の溶液を排出し、次に水溶性架橋剤をｐＨ＝４
   〜７の緩衝溶液に対して濃度が０．１〜１０ｗｔ％にな
   る割合で溶解した架橋剤溶液を内腔に入れて、水溶性エ
   ラスチンのコアセルベート層を架橋させることによっ
   て、人工血管の内腔面にエラスチン層を構築することを
   特徴とする人工血管の製造方法。
9. 【請求項９】 人工血管の基材として、合成樹脂を繊維
   状にし平織りもしくはメリヤス織りにて管状としたも
   の、合成樹脂を繊維状にしマンドレル上に巻取り積層し
   て不織性の管状としたもの、合成樹脂を押出し成形によ
   って管状としたもの、合成樹脂に粒状塩化ナトリウム等
   の水溶性物質を加え押出し成形によって管状とした後、
   これを水中に浸すことによって多孔性構造としたもの、
   又は、合成樹脂を押出し成形によって管状とした後、延
   伸することによって多孔性構造としたもののいずれかを
   用いることを特徴とする、請求項７又は８記載の人工血
   管の製造方法。
10. 【請求項１０】 人工血管の基材を作製する合成樹脂と
    して、ポリウレタン、ポリエステル、もしくはポリテト
    ラフルオロエチレンを用いることを特徴とする、請求項
    ９記載の人工血管の製造方法。
11. 【請求項１１】 水溶性エラスチンを、グルタールアル
    デヒド、ジアルデヒドスターチ、もしくは水溶性エポキ
    シ化合物によって架橋することを特徴とする、請求項７
    又は８記載の人工血管の製造方法。
12. 【請求項１２】 水溶性エラスチンとして、動物由来も
    しくはヒト由来のエラスチンを熱蓚酸処理し得られるα
    −エラスチンもしくはβ−エラスチン、エラスチンをア
    ルカリエタノール処理して得られるκ−エラスチン、又
    はエラスチンをペプシンもしくはエラスターゼによって
    処理して得られる水溶性エラスチンを用いることを特徴
    とする、請求項７又は８記載の人工血管の製造方法。