patents.google.com

JP5380312B2 - Medical device or instrument comprising a porous structure - Google Patents

  • ️Wed Jan 08 2014

上記目的を達成すべく鋭意検討した結果、本発明者らは、線条から多孔性の構造体を形成するか、又は多孔性成形体を用いることにより、上記の課題が達成できることを見出した。   As a result of intensive studies to achieve the above object, the present inventors have found that the above-mentioned problems can be achieved by forming a porous structure from filaments or using a porous molded body.

従って、本発明は、上記第一の課題に対応して、一部又は全体が多孔性構造体からなる血液循環補助装置用インフローカニューレであって、この多孔性構造体が線条から形成されるものであるか、又は多孔性成形体からなる、上記インフローカニューレに関する。   Accordingly, the present invention is an inflow cannula for a blood circulation assisting device which is partially or entirely made of a porous structure in response to the first problem, and the porous structure is formed from a filament. The inflow cannula is made of a porous molded body.

さらに、本発明は、上記第二の課題に対応して、上記多孔性構造体が、１本又は２本以上の線条を中空管状体が形成されるように螺旋状に巻いてなる、上記インフローカニューレに関する。   Furthermore, in the present invention, in response to the second problem, the porous structure is formed by spirally winding one or more filaments so that a hollow tubular body is formed. Inflow cannula.

さらに、本発明は、上記第三の課題に対応して、半径方向内側に非孔性支持体をさらに具備した、上記インフローカニューレに関する。   Furthermore, the present invention relates to the inflow cannula further provided with a non-porous support on the radially inner side in response to the third problem.

さらに、本発明は、上記第四の課題に対応して、半径方向内側に非孔性支持体をさらに具備し、この非孔性支持体が、それの一方の端部に突き当て（リム）部を有する、上記インフローカニューレに関する。   Further, in response to the fourth problem, the present invention further includes a non-porous support on the radially inner side, and the non-porous support is abutted against one end portion (rim) of the non-porous support. The above-mentioned inflow cannula having a portion.

さらに、本発明は、上記第五の課題に対応して、次の工程、すなわち
（ａ）線条を管状の芯材に、一方の端から他方の端まで螺旋状に巻き付ける工程、
（ｂ）工程（ａ）で巻き付けた螺旋と交差させるように、同じか又は別の線条を螺旋状に巻き付ける工程、
（ｃ）工程（ａ）および（ｂ）により得られた管状構造体の焼結を行う工程、
（ｄ）工程（ｃ）で得られた焼結された管状構造体から、上記の芯材を抜き取る工程、必要に応じて上記（ａ）〜（ｄ）に加えて下記の（ｅ）および／又は（ｆ）：
（ｅ）工程（ｄ）で得られた管状構造体の半径方向内側に、該構造体の内部に嵌め込み得るようにかつそうして該構造体を支持し得るように外径が適合された管状の非孔性支持体を嵌め込む工程、および／又は
（ｆ）工程（ｄ）で得られた管状構造体又は工程（ｅ）で得られた非孔性支持体付きの管状構造体全体に抗血栓性コーティングを施す工程、
を含む、インフローカニューレを製造する方法に関する。 Furthermore, the present invention, in response to the fifth problem, the following step, that is, (a) a step of spirally winding the filament from one end to the other end around the tubular core material,
(B) a step of spirally winding the same or another filament so as to intersect with the spiral wound in step (a),
(C) a step of sintering the tubular structure obtained by steps (a) and (b);
(D) A step of extracting the core material from the sintered tubular structure obtained in the step (c), and in addition to the above (a) to (d), the following (e) and / or Or (f):
(E) Tubular with an outer diameter adapted to fit inside the structure and thus to support the structure inside the tubular structure obtained in step (d) in the radial direction. And / or (f) a tubular structure obtained in step (d) or an entire tubular structure with a nonporous support obtained in step (e). Applying a thrombotic coating,
A method of manufacturing an inflow cannula.

さらに、本発明は、上記第五の課題に対応して、次の工程、すなわち
（ａ）台座と、その上に同心円状に配置された内型枠および外型枠とを具備する型枠内に、線条を不規則に入れてその後固定し、不織体からなる管状構造体を得る工程、必要に応じて上記（ａ）に加えて下記の（ｂ）および／又は（ｃ）：
（ｂ）工程（ａ）で得られた管状構造体の半径方向内側に、該構造体の内部に嵌め込み得るようにかつそうして該構造体を支持し得るように外径が適合された管状の非孔性支持体を嵌め込む工程、および／又は
（ｃ）工程（ａ）で得られた管状構造体又は工程（ｂ）で得られた非孔性支持体付きの管状構造体全体に抗血栓性コーティングを施す工程、
を含む、インフローカニューレを製造する方法に関する。 Further, according to the fifth problem, the present invention provides the following process, that is, (a) in a mold frame comprising a pedestal, and an inner mold frame and an outer mold frame arranged concentrically thereon. In addition, the step of irregularly putting the filaments and then fixing them to obtain a tubular structure composed of a non-woven body, if necessary, in addition to the above (a), the following (b) and / or (c):
(B) Tubular outer diameter adapted to fit inside the structure and thus to support the structure inside the tubular structure obtained in step (a) in the radial direction And (c) the tubular structure obtained in step (a) or the entire tubular structure with the nonporous support obtained in step (b). Applying a thrombotic coating,
A method of manufacturing an inflow cannula.

さらに、本発明は、上記第六の課題に対応して、血液循環補助装置におけるインフローカニューレ又は人工血管と血液ポンプとを連結するためのコネクタであって、その半径方向内側表面上に多孔性構造体が接合又は嵌合されており、そして上記多孔性構造体が線条から形成されるものであるか、又は多孔性成形体からなる、上記コネクタに関する。   Furthermore, the present invention is a connector for connecting an inflow cannula or an artificial blood vessel and a blood pump in a blood circulation assistance device in response to the sixth problem, and is porous on the radially inner surface thereof. The present invention relates to the connector, wherein the structure is joined or fitted, and the porous structure is formed from a filament or is made of a porous molded body.

さらに、本発明は、上記インフローカニューレおよび／又は上記コネクタを含む導管アセンブリ、並びにこの導管アセンブリを備えた補助人工心臓装置に関する。   Furthermore, the present invention relates to a conduit assembly including the inflow cannula and / or the connector, and an auxiliary artificial heart device including the conduit assembly.

さらに、本発明は、上記血液循環補助装置用インフローカニューレを、血液ポンプに直接的に又は間接的に接続することにより使用する方法に関する。   Furthermore, this invention relates to the method of using the said inflow cannula for blood circulation assistance apparatuses by connecting to a blood pump directly or indirectly.

さらに、本発明は、上記血液循環補助装置用インフローカニューレを含む補助人工心臓装置によって、鬱血性心不全、拡張型心筋症、虚血性心疾患、心サルコイドーシスおよび心アミロイドーシスからなる群から選択される症状、疾患又は障害を改善又は治療する方法に関する。   Furthermore, the present invention provides a symptom selected from the group consisting of congestive heart failure, dilated cardiomyopathy, ischemic heart disease, cardiac sarcoidosis, and cardiac amyloidosis by the assistive artificial heart device including the inflow cannula for the blood circulation assist device. Relates to a method for ameliorating or treating a disease or disorder.

上記の課題に対応する本願に係る他の発明形態および好ましい態様等は、以下におよび従属形式の請求項に記載される。   Other invention forms and preferred embodiments according to the present application corresponding to the above problems are described below and in the dependent claims.

本明細書において使用する場合に「血液循環補助装置」とは、心不全等の疾患によって心機能が低下した場合に、血液循環を担う心臓のポンプ機能を代行又は補助するための装置を意味する。   As used herein, “blood circulation assisting device” means a device that substitutes or assists the pumping function of the heart that is responsible for blood circulation when cardiac function is reduced due to a disease such as heart failure.

本明細書において使用する場合に「補助人工心臓装置」とは、上記血液循環補助装置のうち、自己心を残した状態にある患者の血液循環を補助するための装置を意味する。そして、この補助人工心臓装置は、主に、血液ポンプ、その機能を調節するコントローラ、電源供給源としてのバッテリ、および各種導管、例えばインフローカニューレ、アウトフローグラフトおよび人工血管等から構成され、上記血液ポンプが心臓の一部に直接的に又はインフローカニューレ等を介して間接的に装着されることにより、血液が該血液ポンプから十分な量および圧力をもって体中へ送り出される。   As used herein, “auxiliary artificial heart device” means a device for assisting blood circulation of a patient in a state where the self-heart is left among the blood circulation assistance devices. The auxiliary artificial heart device is mainly composed of a blood pump, a controller for adjusting the function thereof, a battery as a power supply source, and various conduits such as an inflow cannula, an outflow graft, and an artificial blood vessel. By attaching the blood pump directly to a part of the heart or indirectly through an inflow cannula or the like, blood is pumped from the blood pump into the body with a sufficient amount and pressure.

本明細書において使用する場合に「インフローカニューレ」とは、脱血のために心臓の心室又は心房、好ましくは左心室に挿入される導管であって、人工血管等を介して又は直接的に血液ポンプに接続され、血液ポンプに心室又は心房（好ましくは左心室）からの血液を供給する役割を果たす管状の器具を意味する。ここでは、補助人工心臓装置の血液ポンプに直接的に又は間接的に接続して使用されるインフローカニューレを特に補助人工心臓装置用インフローカニューレと呼ぶ。   As used herein, an “inflow cannula” is a conduit that is inserted into the heart's ventricle or atria, preferably the left ventricle, for blood removal, either via an artificial blood vessel or directly. A tubular device connected to a blood pump and serving to supply blood from the ventricle or atrium (preferably the left ventricle) to the blood pump. Here, an inflow cannula that is used directly or indirectly connected to a blood pump of an auxiliary artificial heart device is particularly referred to as an inflow cannula for an auxiliary artificial heart device.

本明細書において使用する場合に「コネクタ」とは、補助人工心臓装置において血液ポンプと導管（インフローカニューレ、アウトフローグラフト又は人工血管）とを連結するための継手となる器具を意味する。   As used herein, “connector” means an instrument that becomes a joint for connecting a blood pump and a conduit (an inflow cannula, an outflow graft or an artificial blood vessel) in an auxiliary artificial heart device.

インフローカニューレが血液ポンプに直接的に接続される場合には、コネクタはインフローカニューレと血液ポンプとを連結し、インフローカニューレが人工血管を介して間接的に血液ポンプに接続される場合には、コネクタは人工血管と血液ポンプとを連結する。そして、このコネクタは、インフローカニューレ又は人工血管と血液ポンプとを連結するのと同様に、アウトフローグラフトと血液ポンプとを連結する継手としても使用することができる。   When the inflow cannula is directly connected to the blood pump, the connector connects the inflow cannula and the blood pump, and when the inflow cannula is indirectly connected to the blood pump via an artificial blood vessel. The connector connects the artificial blood vessel and the blood pump. And this connector can be used also as a coupling which connects an outflow graft and a blood pump similarly to connecting an inflow cannula or an artificial blood vessel, and a blood pump.

本明細書において使用する場合に、「導管アセンブリ」とは、補助人工心臓装置のうちの、心臓の心室又は心房から血液を血液ポンプに供給するまでの領域を構成する導管や関連部品一式からなるアセンブリを意味し、これはインフローカニューレおよびコネクタを必須の構成要素とする。   As used herein, a “conduit assembly” consists of a set of conduits and related components that make up the area of the ventricular assist device from the heart's ventricle or atria to the blood pump. By assembly is meant an inflow cannula and connector as essential components.

従って、インフローカニューレが人工血管を介して間接的に血液ポンプに接続される場合には、この導管アセンブリは、インフローカニューレおよび人工血管、これらを血液ポンプに連結するコネクタ、並びにカフ、スリーブ、クランプや保持リング等の各種組み立て用および／又は固定用部品とから構成されるが、一方、インフローカニューレが血液ポンプに直接的に接続される場合には、上記導管アセンブリはインフローカニューレおよびそれを血液ポンプに連結するコネクタという最小構成要素のみからも構成され得る。そして、このように導管アセンブリがインフローカニューレおよびコネクタからなる場合には、該導管アセンブリは、両者が螺合等により直接接続されたものであってもよく、あるいは、インフローカニューレの機能を有する部分とコネクタの機能を有する部分の両部分からなる１つの器具として一体的に製造されたものであってもよい。   Thus, when the inflow cannula is indirectly connected to the blood pump via an artificial blood vessel, the conduit assembly includes the inflow cannula and the artificial blood vessel, a connector connecting them to the blood pump, and a cuff, sleeve, If the inflow cannula is connected directly to the blood pump, the conduit assembly comprises the inflow cannula and it. It can also be composed of only a minimum component called a connector for connecting the to the blood pump. When the conduit assembly is composed of an inflow cannula and a connector in this way, the conduit assembly may be directly connected by screwing or the like, or has the function of an inflow cannula. It may be integrally manufactured as one instrument composed of both the part and the part having a connector function.

いずれの場合であっても、上記導管アセンブリは、導管による心臓からの脱血および血液のポンプへの供給、該導管の血液ポンプへの連結という機能を有するものであり、この機能は、インフローカニューレとコネクタとが同一の導管アセンブリ内に連続的に（人工血管を介する場合もあるが）配置されることによって担保されるものである。   In any case, the conduit assembly has the functions of blood removal from the heart by the conduit, supply of blood to the pump, and connection of the conduit to the blood pump. This is ensured by placing the cannula and connector continuously (although via an artificial blood vessel) in the same conduit assembly.

本発明のインフローカニューレはその一部もしくは大部分が又は全体が、表面上に開口の孔を有する特定の多孔性構造体からなる。本発明のコネクタは、この特定の多孔性構造体を該コネクタの一部としてその半径方向内側に接合もしくは嵌合して具備する。   The inflow cannula of the present invention consists of a specific porous structure, part or most or all of which has open pores on the surface. The connector of the present invention comprises this specific porous structure joined or fitted radially inward as part of the connector.

本発明の１つの態様において、上記多孔性構造体は線条から形成される。   In one embodiment of the present invention, the porous structure is formed from filaments.

上記多孔性構造体が線条から形成されるものである場合に、該多孔性構造体は、１本又は２本以上の線条をその構成要素して含む多孔性のテクスチャを含む。この場合、この構造体は、１本又は２本以上の線条が交差および／又は接触して形成されたものであり、この又はこれらの線条が、上記多孔性構造体の表面において、互いに隣り合うその交差点および／又は接触点を結ぶ線によって囲まれる領域内に孔を形成してなることができる。すなわち、１本又は２本以上の線条が、例えば巻かれるか、又は織成もしくは編成されるか、あるいは不織体が形成されるように不規則に配列されるかもしくはもつれされるなどして形成された多孔性のテクスチャを形成する。この際、線条が、その構造体表面上で、あるいはその構造体表面上およびその厚み方向内部で、同一の線条同士で又は異なる線条と幾度となく交差および／又は接触し、この結果として、生じる線条の交差点および／又は接触点のうち互いに隣り合う交差点および／又は接触点を結ぶ線によって囲まれる領域が、例えば、方形、三角形、菱形、平行四辺形、多角形等の種々の任意の形状又はこれらの任意の組み合わせを呈して、これが上記構造体の孔となり得る。   When the porous structure is formed from filaments, the porous structure includes a porous texture including one or two or more filaments as its constituent elements. In this case, this structure is formed by intersecting and / or contacting one or more filaments, and these or these filaments are mutually connected on the surface of the porous structure. A hole can be formed in a region surrounded by a line connecting adjacent intersections and / or contact points. That is, one or more filaments may be wound, woven or knitted, or irregularly arranged or entangled to form a nonwoven, etc. Forming a porous texture. At this time, the filaments intersect and / or contact the same filaments or different filaments several times on the surface of the structure, or on the structure surface and in the thickness direction. As a result, the region surrounded by the line connecting the adjacent intersections and / or contact points among the intersections and / or contact points of the generated line is various, such as a square, a triangle, a rhombus, a parallelogram, a polygon, etc. Presenting any shape or any combination thereof, this can be a hole in the structure.

本発明の別の態様においては、上記多孔性構造体は多孔性成形体からなる。   In another aspect of the present invention, the porous structure comprises a porous molded body.

本発明の上記多孔性構造体では、このような表面上の孔から血液が該構造体中に流入するが、構造体内部に行くに従って血液の流れが遅くなるために、流入した血液が該構造体内部で固まって適度な大きさを有する血栓となり、この血栓が該構造体中にしっかりと保持されることによって血栓のアンカリングが達成される（本明細書においては、このような血栓の構造体内での保持を「血栓のアンカリング」と呼ぶ）。   In the porous structure of the present invention, blood flows into the structure from such a hole on the surface, but the flow of blood slows toward the inside of the structure. Thrombus anchoring is achieved by solidifying inside the body to form a thrombus having an appropriate size, and this thrombus is firmly held in the structure (in this specification, the structure of such a thrombus is achieved). This is called “thrombus anchoring”).

上記の「孔」は、血球が該孔を通過可能であればよく、通常、約１．９×１０−５ｍｍ２（円直径に換算して約５．０μｍ）以上の開口面積を有する。他方、上限は、一般的には、上記多孔性構造体の機械的強度が維持されるように約２０ｍｍ２（円直径に換算して約５．０ｍｍ）であることができる。なお、上記の約１．９×１０−５ｍｍ２〜約２０ｍｍ２の範囲の中でも、開口面積が大きいほうが、血液の構造体中への流入が容易となり、逆に、開口面積が小さいほうが、血栓が構造体内部によりしっかりと保持されるために血栓のアンカリングの安定性が増加する。また、開口面積が大きい場合には、上記多孔性構造体を製造する際の加工が容易になるという利点も享受できる。従って、これらの点を総合的に考慮すると、１つの態様では、上記孔は約０．２２×１０−３ｍｍ２〜約０．８０ｍｍ２（円直径に換算して約１７μｍ〜約１．０ｍｍ）の開口面積を有し、例えば、約３．０×１０−２ｍｍ２〜約１５×１０−２ｍｍ２（円直径に換算すると約０．２０ｍｍ〜約０．４４ｍｍ）の開口面積を有するのが好ましい。 The above-mentioned “hole” only needs to allow blood cells to pass through the hole, and usually has an opening area of about 1.9 × 10 −5 mm 2 (about 5.0 μm in terms of circular diameter) or more. On the other hand, the upper limit can be generally about 20 mm 2 (about 5.0 mm in terms of circular diameter) so that the mechanical strength of the porous structure is maintained. In addition, in the above-mentioned range of about 1.9 × 10 −5 mm 2 to about 20 mm 2 , the larger the opening area, the easier the blood flow into the structure. On the contrary, the smaller the opening area, The stability of thrombus anchoring is increased because the thrombus is held more firmly inside the structure. Moreover, when an opening area is large, the advantage that the process at the time of manufacturing the said porous structure becomes easy can also be enjoyed. Therefore, considering these points comprehensively, in one embodiment, the hole is about 0.22 × 10 −3 mm 2 to about 0.80 mm 2 (about 17 μm to about 1.0 mm in terms of a circular diameter). ), For example, an opening area of about 3.0 × 10 −2 mm 2 to about 15 × 10 −2 mm 2 (about 0.20 mm to about 0.44 mm in terms of a circular diameter). Is preferred.

ここで、本発明の多孔性構造体における孔の開口面積は、上記構造体の正面拡大写真から孔の各寸法を測定することにより、拡大倍率に関する補正後の各寸法と該孔の幾何学形状に基づいて数学的に求めることが可能である。該構造体に形成される孔の全てが上記の１．９×１０−５ｍｍ２〜２０ｍｍ２の範囲にある開口面積を有する必要はなく、本発明の所期の目的が達成される程度で、形成される孔のうちの一部がこの範囲の大きさで開口していれば足りるが、主たる割合のもの、望ましくは全て又は実質的に全てのものが上記の孔サイズを有することが望ましいであろう。 Here, the opening area of the hole in the porous structure of the present invention is determined by measuring each dimension of the hole from the front enlarged photograph of the structure, and correcting each dimension related to the magnification and the geometric shape of the hole. It is possible to obtain mathematically based on All of the holes formed in the structure need not have an opening area in the range of 1.9 × 10 -5 mm 2 ~20mm 2 above, to the extent that the intended purpose of the present invention are achieved It is sufficient if a part of the holes to be formed is open within this range, but it is desirable that the main proportion, preferably all or substantially all have the above-mentioned hole size. Will.

なお、本発明の多孔性構造体では、その厚み方向にも「孔」が形成され得る。すなわち、上記多孔性構造体が線条から形成される場合には、その層の数、線条の径や、製造方法に依存して、線条が、構造体の厚み方向に水平な面上で互いに隣り合う交差点および／又は接触点を結ぶ線によって囲まれる領域においても、上述のような「孔」が形成され得る。また、上記多孔性構造体が多孔性成形体からなる場合にも、該構造体の厚みや製造方法に依存して、厚み方向にも「孔」が形成され得る。   In the porous structure of the present invention, “pores” can also be formed in the thickness direction. That is, when the porous structure is formed from filaments, depending on the number of layers, the diameter of the filaments, and the manufacturing method, the filaments are on a plane that is horizontal in the thickness direction of the structure. In the region surrounded by the line connecting the intersections and / or the contact points adjacent to each other, the “hole” as described above can be formed. Further, even when the porous structure is made of a porous molded body, “pores” can be formed in the thickness direction depending on the thickness of the structure and the manufacturing method.

このような厚み方向に「孔」が形成される態様も、当然に本願発明の範囲内のものとして含まれる。このような厚み方向の孔は、該構造体中における血栓保持可能空間を増加させるため、アンカリングの強化をもたらすものである。   Such a mode in which “holes” are formed in the thickness direction is also included as a matter within the scope of the present invention. Such a hole in the thickness direction increases anchoring space in order to increase the space in which the thrombus can be retained in the structure.

本明細書において使用される場合に「多孔性構造体」とは、中が空洞になった棒状の多孔性構造体を意味し、その断面形状については特に限定されない。この構造体には、例えば断面形状が円形、楕円形もしくは多角形（例えば三角形や四角形）であるもの、および断面形状が概ね円形や楕円形であるものが含まれる。さらに、本発明の構造体は、必ずしも径・厚みや断面形状が構造体全体で一定である必要はなく、従って、装置・器具として求められる形状や該構造体を配置する装置・器具等の形状に合致させることが可能である。   As used herein, “porous structure” means a rod-like porous structure having a hollow inside, and the cross-sectional shape thereof is not particularly limited. This structure includes, for example, those whose cross-sectional shape is circular, elliptical or polygonal (for example, a triangle or a quadrangle), and those whose cross-sectional shape is generally circular or elliptical. Furthermore, the structure of the present invention does not necessarily have a constant diameter, thickness, and cross-sectional shape throughout the structure. Therefore, the shape required for the device / apparatus and the shape of the device / apparatus for arranging the structure, etc. Can be matched.

上記多孔性構造体の内径は、該構造体をインフローカニューレとして使用する場合であっても、コネクタの一部として使用する場合であっても、大きすぎると心臓内又は胸部腔内において占める割合が不必要に大きくなってしまい、一方、内径が小さすぎると十分な脱血量を確保できない虞があるため、一般的に６〜３０ｍｍ、特に１０〜２０ｍｍである。   Whether the porous structure is used as an inflow cannula or as a part of a connector, the internal diameter of the porous structure is a ratio that occupies the heart or chest cavity if it is too large. Is unnecessarily large. On the other hand, if the inner diameter is too small, there is a possibility that a sufficient blood removal amount may not be ensured, so that it is generally 6 to 30 mm, particularly 10 to 20 mm.

上記多孔性構造体の厚みは、例えば、線条の径や、線条からの上記構造体の作り方にも依存するが、血栓アンカリングおよび内皮細胞の定着のための空間を厚み方向に関しても十分に確保できること等を考慮すると、該構造体をインフローカニューレとして使用する場合であっても、コネクタの一部として使用する場合であっても、一般的には０．２〜５ｍｍの範囲内、特に０．５〜２ｍｍの範囲内であるのがよい。   The thickness of the porous structure depends on, for example, the diameter of the filament and how the structure is formed from the filament, but the space for thrombus anchoring and endothelial cell colonization is sufficient in the thickness direction. In view of the fact that the structure can be secured, even when used as an inflow cannula or as a part of a connector, generally within a range of 0.2 to 5 mm, In particular, it should be in the range of 0.5 to 2 mm.

上記多孔性構造体の長さは、該構造体をインフローカニューレとして使用する場合には、該構造体のうちで心尖壁を貫通し心臓内（例えば左心室内）に露出する部分の長さや十分な脱血量の確保可能性を考慮して適宜設定することができるが、露出部分が短すぎると該構造体の先端開口部が周囲の組織や筋肉内の成長により閉塞してしまう虞がある。これらを考慮して、通常、該構造体の長さは、１０ｍｍ〜５０ｍｍの範囲、特に１５〜３５ｍｍとされる。   When the porous structure is used as an inflow cannula, the length of the porous structure passes through the apex wall and is exposed in the heart (for example, the left ventricle). Although it can be set as appropriate in consideration of the possibility of securing a sufficient amount of blood removal, if the exposed part is too short, there is a possibility that the tip opening of the structure will be blocked by growth in surrounding tissues or muscles. is there. Considering these, the length of the structure is usually in the range of 10 mm to 50 mm, particularly 15 to 35 mm.

また、該構造体をコネクタの一部として使用する場合には、それの長さはコネクタの形態に合致するように適宜設定される。   Moreover, when using this structure as a part of connector, the length is suitably set so that it may correspond with the form of a connector.

本明細書において使用する場合に「線条」とは、金属製の線状材料および非金属製の線状材料を意味する。   As used herein, “strip” means a metallic linear material and a non-metallic linear material.

本発明の多孔性構造体において使用される線条は、例えば、金属材料線条、ポリマー系材料線条又は炭素繊維を使用することができる。   As the filament used in the porous structure of the present invention, for example, a metal material filament, a polymer material filament, or carbon fiber can be used.

金属材料としては例えば、ステンレス鋼、純チタン又はチタン合金等が挙げられ、ポリマー系材料としては、例えばポリエステル、ポリアミド又はポリプロピレン、フッ素樹脂等が挙げられるがこれらに限定はされない。   Examples of the metal material include stainless steel, pure titanium, or a titanium alloy, and examples of the polymer material include, but are not limited to, polyester, polyamide, polypropylene, and fluororesin.

ただし、材料自体の強度、生体適合性および加工容易性等を総合的に考慮すると、純チタン又はチタン合金を材料とする線条を使用するのが好ましい。本発明の多孔性構造体においては、線条の長さ方向と垂直な面で切断した際のそれの断面形状は原則的に任意であるが、血液が孔を介して該構造体中に流れ込む時の流れをスムースにする観点から、角を有さずに滑らかな表面を有する線条を使用するのが好ましい。   However, when comprehensively considering the strength, biocompatibility, ease of processing, etc. of the material itself, it is preferable to use a filament made of pure titanium or a titanium alloy. In the porous structure of the present invention, the cross-sectional shape of the porous structure when it is cut along a plane perpendicular to the length direction of the filaments is in principle arbitrary, but blood flows into the structure through the pores. From the viewpoint of smoothing the flow of time, it is preferable to use a filament having a smooth surface without having corners.

さらに、上記多孔性構造体の製造工程において、線条から作った構造体を焼結等の手段を用いて固定する場合には、焼結後に得られる上記構造体の機械的強度を大きくするために、線条の交差点および／又は接触点での接触面積が大きくなるような線条を使用することが好ましい。   Furthermore, in the manufacturing process of the porous structure, in order to increase the mechanical strength of the structure obtained after sintering, when the structure made from the filament is fixed using means such as sintering. In addition, it is preferable to use a filament that increases the contact area at the intersection and / or contact point of the filament.

これらの点を考慮すると、本発明の多孔性構造体においては扁平楕円形の線条（以下、扁平線条と略す）を使用するのが好ましく、このような扁平線条は、例えば円形断面を有する線条の圧延により製造することができる。本発明においては、通常、円形断面を有する線条の圧延により得られ、１．１〜１０の扁平率を有する扁平線条が使用される。   Considering these points, it is preferable to use a flat elliptical filament (hereinafter abbreviated as a flat filament) in the porous structure of the present invention, and such a flat filament has, for example, a circular cross section. It can manufacture by rolling of the wire which has. In the present invention, a flat filament having a flattening ratio of 1.1 to 10 is usually obtained by rolling a filament having a circular cross section.

本明細書において使用する場合に「扁平率」とは、上記扁平線条の断面形状において、その短径と長径の比、すなわち、断面形状の長径を短径で除した値（長径／短径）である。本発明においては、各線条同士の接触面積を大きくするために１．１〜５の扁平率を有する扁平線条を使用するのが好ましく、特に１．５〜２．５の扁平率を有する扁平線条を使用するのが特に好ましい。   As used herein, “flatness” means the ratio of the minor axis to the major axis in the cross-sectional shape of the flat filament, that is, the value obtained by dividing the major axis of the cross-sectional shape by the minor axis (major axis / minor axis). ). In the present invention, in order to increase the contact area between the filaments, it is preferable to use a flat filament having a flattening ratio of 1.1 to 5, particularly a flattening having a flattening ratio of 1.5 to 2.5. It is particularly preferred to use filaments.

また、本発明の多孔性構造体において使用される線条の径の大きさは、径が小さすぎると機械的強度が低下し、逆に大きすぎると加工性が低下するため、２０μｍ〜５００μｍの径を有する線条を使用するのが好ましく、上記多孔性構造体の取り扱い容易性も考慮すると（例えば、該構造体表面の凹凸が極端に大きすぎると、患者への埋め込み手術中において手術用手袋を破いてしまう等の事態が生じ得る）、特に、３０μｍ〜２００μｍの径を有する線条を使用するのが好ましい。この径は、断面形状が円の場合にはその円の直径に、楕円や扁平楕円の場合にはその短径に、長方形の場合にはその短辺に当たる値である。   The diameter of the filament used in the porous structure of the present invention is 20 μm to 500 μm because if the diameter is too small, the mechanical strength decreases, and conversely if too large, the workability decreases. It is preferable to use a filament having a diameter, and considering the ease of handling of the porous structure (for example, if the unevenness of the surface of the structure is too large, a surgical glove during an implantation operation to a patient) In particular, it is preferable to use a filament having a diameter of 30 μm to 200 μm. This diameter corresponds to the diameter of the circle when the cross-sectional shape is a circle, the short diameter when the cross section is an ellipse or a flat ellipse, and the short side when the cross section is a rectangle.

本発明の多孔性構造体に使用される線条の例としては、例えば、ＡＳＴＭ Ｆ６７−９５−Ｇｒ．２の規格を満たす純チタン製ワイヤ（８５±２０μｍの径を有するワイヤを５０±２０μｍの厚さに圧延したもの）、Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ合金ＥＬＩ、Ｔｉ−６Ａｌ−７Ｎｂ、Ｔｉ−１３Ｚｒ−１３Ｎｂ、Ｔｉ−１５Ｍｏ−５Ｚｒ−３ＡｌもしくはＴｉ−６Ａｌ−２Ｎｂ−１Ｔａの規格を満たすチタン合金製ワイヤ（８５±２０μｍの径を有するワイヤを５０±２０μｍの厚さに圧延したもの）、ポリエステル繊維が挙げられる。   Examples of the filaments used in the porous structure of the present invention include, for example, ASTM F67-95-Gr. Pure titanium wire that meets the standards of No. 2 (a wire having a diameter of 85 ± 20 μm rolled to a thickness of 50 ± 20 μm), Ti-6Al-4V alloy ELI, Ti-6Al-7Nb, Ti-13Zr-13Nb , Ti-15Mo-5Zr-3Al or Ti-6Al-2Nb-1Ta, a titanium alloy wire (a wire having a diameter of 85 ± 20 μm rolled to a thickness of 50 ± 20 μm), polyester fiber It is done.

また、本発明の多孔性構造体が線条から形成される場合に、該構造体は、主に、１本又は２本以上の線条を使用して作ることができるが、２本以上の線条を使用する場合には、全て同一材料の線条を用いても、又はそれぞれ異なる材料の線条を組み合わせて用いてもよい。１個の多孔性構造体を製造するのに１本の線条を使用する場合でも、２本以上の線条を使用する場合でも、該構造体表面上での血流の偏りを減らし、血液が孔を介して該構造体中に流れ込む時の流れをスムースにするために、継ぎ目がなく滑らかな表面を有する線条を使用することが好ましい。   In addition, when the porous structure of the present invention is formed from filaments, the structure can mainly be made using one or two or more filaments, but two or more When using a filament, all the filaments of the same material may be used, or the filaments of different materials may be used in combination. Whether one line is used to produce one porous structure or two or more lines are used, blood flow unevenness on the surface of the structure is reduced, and blood is In order to smooth the flow as the liquid flows into the structure through the holes, it is preferable to use a filament having a seamless and smooth surface.

本発明の多孔性構造体は、一つの形態として、１本又は２本以上の線条を、中空管状に巻くことによって形成することができる。   As a form, the porous structure of the present invention can be formed by winding one or more filaments into a hollow tube.

この場合は、例えばセラミックス製の管状の芯材に、１本又は２本以上の線条を、上記の孔が形成されるように、ランダムに又は螺旋状に幾重に巻き付け、焼結し、最後に上記の芯材を抜き取ることにより該多孔性構造体を製造することができる。   In this case, for example, one or two or more filaments are wound around a ceramic tubular core material at random or spirally so as to form the above-mentioned holes, sintered, and finally sintered. The porous structure can be produced by extracting the core material.

螺旋状に巻き付けて該多孔性構造体を製造する場合は、線条の巻き付けはＳ巻きおよびＺ巻きの両方を含むことができ、例えば両方を交互に含むことができる。   When the porous structure is manufactured by spirally winding, the winding of the filament can include both S winding and Z winding, for example, both can be included alternately.

具体的には、例えば、１本の線条を管状の芯材に、一方の端から他方の端に向かって適当なピッチで螺旋状に巻き付け（巻き方向：Ｓ巻き）、他方の端まで巻いたところで折り返して、このように巻き付けた螺旋と交差させるように線条を適当なピッチで螺旋状に巻き付ける（巻き方向：Ｚ巻き）。そして、このような線条の巻き付けを所望の層の数（構造体の厚み）が得られるまで繰り返すことによって、上記の線条を螺旋状に幾重に巻いた構造体を得ることができる。   Specifically, for example, a single filament is wound around a tubular core material in a spiral shape at an appropriate pitch from one end to the other end (winding direction: S winding) and wound to the other end. The wire is then folded back and wound in a spiral at an appropriate pitch so as to intersect with the spiral wound in this way (winding direction: Z winding). Then, by repeating the winding of the filaments until a desired number of layers (structure thickness) is obtained, a structure in which the filaments are wound in a spiral manner can be obtained.

複数本の線条を使用する場合は、例えば、１本の線条を管状の芯材に、一方の端から他方の端に向かって適当なピッチで螺旋状に巻き付け、その上からもう１本の別の線条を適当なピッチで巻き方向を逆にして螺旋状に巻き付ける、といったように各層毎に別の線条を使用して上記の線条を螺旋状に幾重に巻いた管状構造体を製造することも可能である。   In the case of using a plurality of filaments, for example, one filament is wound around a tubular core material in a spiral shape from one end to the other end at an appropriate pitch, and another one from above. A tubular structure in which the above-mentioned filaments are spirally wound using a separate filament for each layer, such as spirally winding the other filaments at an appropriate pitch with the winding direction reversed. Can also be manufactured.

このようにして得られた多孔性構造体においては、図１Ａに示すように、線条の交差から孔が形成され、生じる線条の交差点のうち平面上で互いに隣り合う交差点を結ぶ線によって囲まれる領域（図１Ａにおける斜線部分）が上記構造体の孔を形成する。   In the porous structure obtained in this manner, as shown in FIG. 1A, holes are formed from the intersection of the filaments, and are surrounded by lines connecting the intersections adjacent to each other on the plane among the intersections of the filaments generated. The region to be formed (shaded portion in FIG. 1A) forms a hole in the structure.

なお、「Ｓ巻き」および「Ｚ巻き」とは、ＪＩＳ Ｇ３５２５「ワイヤロープ」に記載される「Ｓより」および「Ｚより」にそれぞれ準ずる意味を有し、すなわち、「Ｓ巻き」は上記「Ｓより」と同じ方向に線条を巻くこと、「Ｚ巻き」は上記「Ｚより」と同じ方向に線条を巻くことを意味する。「ピッチ」とは、線条を螺旋状に巻く際、螺旋が１回転する間に軸方向に進む距離を表し、例えば１０〜２００００μｍの範囲である。   In addition, “S winding” and “Z winding” have the same meanings as “from S” and “from Z” described in JIS G3525 “wire rope”. Winding the wire in the same direction as “From S”, “Z winding” means winding the wire in the same direction as “From Z”. “Pitch” refers to the distance traveled in the axial direction during one revolution of the spiral when the filament is wound in a spiral, for example, in the range of 10 to 20000 μm.

焼結は、使用する線条の素材の融点未満の温度で、但し、線条の交差および／又は接触点での十分に強い結合を保証するのに十分な温度および時間で行われる。例えば純チタン製線条を用いる場合には、通常１２００〜１３００℃において約０．５〜５時間焼結を行うことができる。焼結炉としては、通常、赤外線輻射式又は誘導加熱式の真空加熱炉が用いられるがこれらに限定はされない。この焼結工程によって各線条の交差および／又は接触部分が完全に結合されるため、線条の剥離が起こらず、高い機械的強度を有する構造体を得ることができる。   Sintering is performed at a temperature below the melting point of the filament material used, but at a temperature and for a time sufficient to ensure a sufficiently strong bond at the intersection of the filaments and / or at the contact points. For example, when a pure titanium wire is used, sintering can be usually performed at 1200 to 1300 ° C. for about 0.5 to 5 hours. As the sintering furnace, an infrared radiation type or induction heating type vacuum heating furnace is usually used, but is not limited thereto. Since the intersection and / or contact portions of the filaments are completely bonded by this sintering process, the filaments are not peeled off, and a structure having high mechanical strength can be obtained.

また、本発明の多孔性構造体は、台座とその上に同心円状に配置された内型枠および外型枠とを具備する例えばセラミックス製の型枠内に、線条を不規則に入れてその後固定することにより、上記の孔を有し、管状の形態を有するシート状の不織体として製造することができ、あるいは、また別の態様では、線条を、織成又は編成してから焼結等により線条間を結合して、上記の孔を有するシート状の編成体又は織成体を線条から作製し、得られたシート状の編成体又は織成体を、管状に丸めるか又は管状の芯材上に巻いた後に、両端部辺間を溶接し、そして芯材を用いた場合には次いでこの芯材を抜き取ることにより製造することもできる。この際、これらのシート状の編成体又は織成体あるいは不織体を、二枚以上重ねて該多孔性構造体とすることもできる。   Further, the porous structure of the present invention comprises a pedestal and an inner mold frame and an outer mold frame arranged concentrically thereon, and the filaments are irregularly placed in, for example, a ceramic mold frame. Then, by fixing, it can be produced as a sheet-like non-woven body having the above-mentioned holes and having a tubular shape, or in another aspect, the filament is woven or knitted. The sheet-like knitted body or woven body having the above-mentioned holes is produced from the line by joining the filaments by sintering or the like, and the obtained sheet-like knitted body or woven body is rolled into a tube or After winding on a tubular core material, it can also be manufactured by welding between both ends and, if a core material is used, then extracting the core material. At this time, two or more of these sheet-like knitted bodies, woven bodies, or non-woven bodies can be stacked to form the porous structure.

「固定」とは、上記の型枠内に不規則に入れた線条を、不織体の組織が固定されるように処理することを意味する。このような固定処理としては、例えば、プレス、焼結、溶接、圧着、接着等が挙げられるが、線条を固定できる処理であればこれらに限定はされない。   “Fixed” means that the filaments irregularly placed in the above-mentioned formwork are processed so that the structure of the nonwoven body is fixed. Examples of such a fixing process include pressing, sintering, welding, pressure bonding, adhesion, and the like, but are not limited to these as long as the process can fix the filament.

「編成体」とは、上記に定義される線条で編目を作りながら布状に編まれたものを意味し、「織成体」とは、上記に定義される線条を縦と横に組み合わせて一定の規則によって交錯し、シート状に仕上げたものを意味する。「不織体」とは、上記に定義されるような線条を素材として、これらを不規則に配列させるかもしくはもつれさせるなどして形成させたものを意味し、線条が一方向又はランダムに配向したものを表す。これらは、焼結等によって線条間が結合される。   “Knitted body” means a fabric knitted while creating a stitch with the line defined above, and “woven fabric” combines the line defined above vertically and horizontally. Means a sheet that has been interlaced according to certain rules and finished into a sheet. “Nonwoven body” means a material that is formed by irregularly arranging or tangling these as defined in the above, and the filament is unidirectional or random. It is oriented to These are joined between the filaments by sintering or the like.

シート状の不織体から製造される多孔性構造体においては、図１Ｂに示すように、線条が交差および／又は接触し、生じる線条の交差点および／又は接触点のうち平面上で互いに隣り合う交差点および／又は接触点を結ぶ線によって囲まれる領域（図１Ｂにおける斜線部分）が上記構造体の孔を形成する。   In a porous structure manufactured from a sheet-like non-woven body, as shown in FIG. 1B, the stripes intersect and / or contact each other, and the resulting intersections and / or contact points of the resulting stripes are mutually connected on a plane. A region surrounded by a line connecting adjacent intersections and / or contact points (shaded portion in FIG. 1B) forms a hole in the structure.

さらに、このように作製された構造体は、単位体積当たりの表面積の増加および機械的強度の向上を目的として、７Ｎ以下、好ましくは５Ｎ以下のアルカリ水溶液、好ましくは水酸化ナトリウム水溶液に、２５〜１００℃、好ましくは６０℃の温度で１〜８時間浸漬し、室温の蒸留水で０．５〜５分洗浄してから使用することもできる。   Furthermore, the structure produced in this way is used in an alkaline aqueous solution of 7N or less, preferably 5N or less, preferably an aqueous sodium hydroxide solution for the purpose of increasing the surface area per unit volume and improving the mechanical strength. It can be used after being immersed for 1 to 8 hours at a temperature of 100 ° C., preferably 60 ° C., and washed with distilled water at room temperature for 0.5 to 5 minutes.

上記の固定処理は、プレス、焼結、溶接、圧着、接着等に関連して従来から公知の任意の方法で行うことができ、具体的には、例えば、固定処理として焼結を行う場合には、上記のような条件において焼結を行うことができる。   The fixing process can be performed by any conventionally known method related to pressing, sintering, welding, pressure bonding, adhesion, and the like. Specifically, for example, when sintering is performed as the fixing process, Can be sintered under the above conditions.

本明細書において使用する場合に「多孔性成形体」とは、金属材料や樹脂系材料等を中空管状体に成形したものであって、その表面に、あるいはその表面および内部に多数の孔を有するものを意味する。   As used herein, the term “porous molded body” refers to a metal material, a resin-based material or the like molded into a hollow tubular body, and has a large number of pores on the surface thereof or on the surface and inside thereof. It means what you have.

上記の金属材料や樹脂系材料としては、例えば、ステンレス鋼、純チタン、又はチタン合金、およびフッ素樹脂等を使用することができるが、これらに限定はされない。   For example, stainless steel, pure titanium, a titanium alloy, a fluororesin, or the like can be used as the metal material or the resin-based material, but is not limited thereto.

ただし、材料自体の強度、生体適合性および加工容易性等を総合的に考慮すると、純チタン又はチタン合金を上記多孔性成形体の材料として使用するのが好ましい。例えば、ＡＳＴＭ Ｆ６７−９５−Ｇｒ．２の規格を満たす純チタン、Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ合金ＥＬＩ、Ｔｉ−６Ａｌ−７Ｎｂ、Ｔｉ−１３Ｚｒ−１３Ｎｂ、Ｔｉ−１５Ｍｏ−５Ｚｒ−３ＡｌもしくはＴｉ−６Ａｌ−２Ｎｂ−１Ｔａの規格を満たすチタン合金が用いられる。   However, considering comprehensively the strength, biocompatibility, workability, etc. of the material itself, it is preferable to use pure titanium or a titanium alloy as the material of the porous molded body. For example, ASTM F67-95-Gr. Titanium alloy that satisfies the standards of pure titanium, Ti-6Al-4V alloy ELI, Ti-6Al-7Nb, Ti-13Zr-13Nb, Ti-15Mo-5Zr-3Al, or Ti-6Al-2Nb-1Ta Used.

上記の多孔性成形体は、例えば金属材料を用いる場合には、金属粉末と低温で蒸発するスペーサー材料粉末とを混合して中空管状体に成形し、次いで該スペーサー材料粉末の蒸発温度に加熱して該スペーサー材料を蒸発させた後、これより高温の焼結温度で焼結処理して、上記金属粉末を焼結することにより製造することができる。このようなスペーサー材料を用いる手段等によってその表面および内部に積極的に空隙を導入して孔を形成させた金属材料は、一般的には「ポーラス金属」とも呼ばれる。   For example, in the case of using a metal material, the above porous molded body is formed by mixing a metal powder and a spacer material powder that evaporates at a low temperature to form a hollow tubular body, and then heating to the evaporation temperature of the spacer material powder. After the spacer material is evaporated, the metal powder can be manufactured by sintering at a higher sintering temperature than the spacer material. A metal material in which pores are formed by positively introducing voids on the surface and inside thereof by means of using such a spacer material is generally also referred to as “porous metal”.

ここで、上記スペーサー材料としては、例えば、炭酸水素アンモニウム、尿素、ポリオキシメチレン樹脂、尿素樹脂、発泡ポリスチレン樹脂又は発泡ポリウレタン樹脂等を使用することができ、これらは、例えば球状、柱状、繊維状の粉末として使用することが可能である。   Here, as the spacer material, for example, ammonium hydrogen carbonate, urea, polyoxymethylene resin, urea resin, foamed polystyrene resin or foamed polyurethane resin can be used, and these are, for example, spherical, columnar, and fibrous. It can be used as a powder.

焼結は、線条を用いた場合と同様の条件で行うことができ、例えば、金属材料として純チタンを、スペーサー材料としてポリオキシメチレン樹脂を用いる場合には、スペーサー材料の蒸発のために通常３００〜５００℃で０．５〜５時間加熱した後に、通常１２００〜１３００℃において約０．５〜５時間焼結を行うことができる。   Sintering can be performed under the same conditions as when the filaments are used. For example, when pure titanium is used as the metal material and polyoxymethylene resin is used as the spacer material, it is usually used for evaporation of the spacer material. After heating at 300 to 500 ° C. for 0.5 to 5 hours, sintering can be usually performed at 1200 to 1300 ° C. for about 0.5 to 5 hours.

また、上記のように作製された多孔性構造体中の線条表面又は多孔性成形体表面には抗血栓性コーティングを施すこともできる。抗血栓性コーティングを施すことにより、該構造体中にアンカリングされた血栓が過剰に大きくなることを抑制することができ、従って、血栓のアンカリングが不安定になることを抑制することができる。抗血栓性コーティングとしては、例えばＭＰＣポリマーコーティングを使用することができる。ＭＰＣポリマーは、細胞膜を構成するホスファチジルコリンの極性基と同一の構造を持つＭＰＣ（２−メタクリロイルオキシエチルホスホリルコリン）を構成単位とするため、これをコーティングした場合には、該構造体表面に細胞膜様の構造が形成し、この細胞膜様構造が血小板等の粘着性を抑制することによって抗血栓性を発揮する。なお、ＭＰＣは市販のものを入手することができる。   Further, an antithrombogenic coating can be applied to the surface of the filament or the surface of the porous molded body in the porous structure produced as described above. By applying the antithrombogenic coating, it is possible to suppress the thrombus anchored in the structure from becoming excessively large, and therefore, it is possible to suppress the thrombus anchoring from becoming unstable. . For example, an MPC polymer coating can be used as the antithrombogenic coating. Since the MPC polymer has MPC (2-methacryloyloxyethyl phosphorylcholine) having the same structure as the polar group of phosphatidylcholine constituting the cell membrane as a constituent unit, when coated with this, the surface of the structure is cell membrane-like. A structure is formed, and this cell membrane-like structure exhibits antithrombogenicity by suppressing adhesion of platelets and the like. In addition, MPC can obtain a commercially available thing.

抗血栓性コーティングは、材料表面に抗血栓性を付与するためのコーティングに関連して従来から公知の任意の方法で行うことができる。例えば、抗血栓性コーティングがＭＰＣコーティングである場合には、以下のような手順で行うことができる：
− ＭＰＣをエタノールで希釈して０．１〜１０重量％、好ましくは０．５重量％ＭＰＣエタノール溶液を調製する、
− 該溶液に、作製された多孔性構造体を室温で１〜６０分間、好ましくは５〜１０分間浸漬する、
− 該構造体を溶液から取り出し室温で乾燥する。 The antithrombogenic coating can be performed by any conventionally known method in relation to a coating for imparting antithrombogenicity to the material surface. For example, if the antithrombogenic coating is an MPC coating, it can be performed as follows:
-MPC is diluted with ethanol to prepare 0.1-10 wt%, preferably 0.5 wt% MPC ethanol solution,
-Immersing the produced porous structure in the solution at room temperature for 1 to 60 minutes, preferably 5 to 10 minutes;
-The structure is removed from the solution and dried at room temperature.

本発明の多孔性構造体は、通常、血栓の保持および／又は内皮細胞の定着のための空間の確保と該構造体全体の機械的強度との間のバランスを考慮して、５〜９０体積％、好ましくは３０〜８０体積％の空隙率を有することが好ましい。ここで、「空隙率」とは、上記構造体の全体積に対する空間の体積の割合（体積％）を意味する。この空隙率は以下のようにして近似的に求めることができる：
− 上記多孔性構造体の平均的な幾何学形状（例えば、半径方向に均一な厚みを有する中空の円柱）を仮定して該幾何学形状の体積（Ｖ１）を数学的に算出する、
− 実際に線条を用いて製造した構造体又は実際の多孔性成形体の重量を測定する、
− 上記構造体の線条又は多孔性成形体部分の体積（Ｖ２）を上記の重量と上記線条又は上記成形体の比重とから求める、
− 仮定した幾何学形状の体積（Ｖ１）から線条又は成形体部分の体積（Ｖ２）を引くことにより、上記構造体における全空隙体積（Ｖ３）を求める、
− 上記構造体における全空隙体積（Ｖ３）を、仮定した幾何学形状の体積（Ｖ１）で除した値に１００を乗じた値を空隙率（体積％）とする。 The porous structure of the present invention usually has a volume of 5 to 90 volumes in consideration of the balance between securing the space for thrombus retention and / or endothelial cell colonization and the mechanical strength of the entire structure. %, Preferably 30 to 80% by volume. Here, “porosity” means the ratio (volume%) of the volume of the space to the total volume of the structure. This porosity can be approximated as follows:
-Mathematically calculating the volume (V 1 ) of the geometric shape assuming an average geometric shape of the porous structure (eg, a hollow cylinder having a uniform thickness in the radial direction);
-Measuring the weight of the structure actually produced using the filament or the actual porous molded body;
-The volume (V 2 ) of the filament or porous molded body part of the structure is obtained from the above weight and the specific gravity of the filament or the molded body.
The total void volume (V 3 ) in the structure is determined by subtracting the volume (V 2 ) of the filament or shaped part from the assumed geometric volume (V 1 ),
-A value obtained by dividing the total void volume (V 3 ) in the structure by the assumed geometric volume (V 1 ) and multiplying by 100 is defined as a void ratio (% by volume).

上記空隙率は、例えば、線条を中空管状に巻き付けることによって上記構造体を製造する場合には、主に、使用する線条の径、線条を巻き付けるピッチや線条を巻き付けた層の数等を調節することによって制御が可能であり、線条からなり中空管状の形態を有するシート状不織体から上記多孔性構造体を製造する場合には、主に、線条の密集度を調節することによって制御が可能である。   For example, when the structure is produced by winding the filament in a hollow tube, the porosity is mainly the diameter of the filament to be used, the pitch for winding the filament, and the number of layers wound with the filament. In the case of manufacturing the porous structure from a sheet-like non-woven body made of a filament and having a hollow tubular shape, the density of the filament is mainly adjusted. By doing so, control is possible.

また、上記多孔性構造体が多孔性成形体からなる場合には、金属粉末とスペーサー材料粉末との混合比率や、スペーサー材料粉末の平均粒子径を調節することにより、空隙率を制御することが可能である。   Further, when the porous structure is composed of a porous molded body, the porosity can be controlled by adjusting the mixing ratio of the metal powder and the spacer material powder and the average particle diameter of the spacer material powder. Is possible.

このように線条から作製されるか又は多孔性成形体からなる本発明の多孔性構造体は堅牢であり、生体内での使用中に構造体材料の一部が剥離して血流中に脱落してしまうような危険性が非常に少ない。従って、本発明の多孔性構造体は非常に高い機械的強度を有し、例えば数ヶ月〜数年という長期間にわたっても安全に生体内に留置させることが可能である。   Thus, the porous structure of the present invention made of a filament or made of a porous molded body is robust, and part of the structure material peels off during use in a living body and enters the bloodstream. There is very little risk of falling out. Therefore, the porous structure of the present invention has a very high mechanical strength, and can be safely placed in a living body for a long period of time, for example, several months to several years.

また、本発明の多孔性構造体では、該構造体の層構造を、例えば線条を巻き付けて製造された構造体の場合にはその製造工程において例えば線条の形態（特に径）、線条を巻き付ける層の数を適宜選択することにより容易に制御することができ、例えば線条から製造されたシート状の不織体からなる管状構造体の場合には、その製造工程において例えば線条の形態（特に径）や線条を積層する厚み等を適宜選択することにより容易に制御することができる。そして、上記多孔性構造体が多孔性成形体からなる場合にも、成形工程において使用する型枠の選択等によって、該構造体の厚みを容易に制御することができる。従って、上記多孔性構造体では、平面的な方向だけでなく厚み方向に関しても孔を多数形成させて空隙率を調整し、厚み方向に関しても適度に大きな空隙を有する三次元構造、すなわち血栓を保持するためおよび／又は内皮細胞を定着させるための空間を十分に確保できるような三次元構造を容易に得ることができるため、高いアンカリング効果が達成され、生体組織と隣接する部位に配置された場合には安定した内皮細胞の定着が達成される。   In the porous structure of the present invention, the layer structure of the structure is, for example, in the case of a structure produced by winding a filament, in the production process, for example, the form of the filament (particularly the diameter), the filament For example, in the case of a tubular structure made of a sheet-like non-woven body manufactured from a filament, in the production process, for example, It can be easily controlled by appropriately selecting the form (particularly the diameter), the thickness for laminating the filaments, and the like. And also when the said porous structure consists of a porous molded object, the thickness of this structure can be easily controlled by selection of the formwork used in a shaping | molding process. Therefore, in the porous structure described above, not only in the planar direction but also in the thickness direction, a large number of holes are formed to adjust the porosity, and a three-dimensional structure having a reasonably large void in the thickness direction, that is, a thrombus is retained. In order to easily obtain a three-dimensional structure that can sufficiently secure a space for fixing and / or fixing endothelial cells, a high anchoring effect is achieved, and the three-dimensional structure is arranged at a site adjacent to the living tissue. In some cases, stable endothelial cell colonization is achieved.

特に、一定のピッチで螺旋状に線条を巻き付けて製造された多孔性構造体の場合には、該構造体は、形成される孔の開口形状・開口面積が均一となり、さらに、構造体全体としての三次元構造も均一でかつ適度に大きな空隙を有する。そして、最終的に製造される構造体の個体間のばらつきも非常に小さくなる。   In particular, in the case of a porous structure manufactured by spirally winding a filament at a constant pitch, the structure has a uniform opening shape / opening area of the formed holes, and further, the entire structure The three-dimensional structure is also uniform and has moderately large voids. And the dispersion | variation between the bodies of the structure finally manufactured becomes also very small.

このように孔の開口形状・開口面積が均一に、そして構造体全体としての三次元構造が均一でかつ適度に大きな空隙を有するように製造された多孔性構造体では、極めて安定な血栓のアンカリングが達成され、生体組織に隣接した場所、例えば心臓内において使用した場合には、該構造体の孔から進入した線維芽細胞が該構造体の空隙中に定着し、そこに心筋等から成長した内皮細胞が乗ることにより、上記構造体の表面に生体と同じ内皮細胞が全面にわたって非常に均一に形成されることが確認された。   In the porous structure manufactured so that the opening shape and area of the hole are uniform and the three-dimensional structure as a whole structure is uniform and has a moderately large void, an extremely stable thrombus anchor is provided. When a ring is achieved and used in a place adjacent to living tissue, for example, in the heart, fibroblasts that have entered through the pores of the structure settle in the voids of the structure and grow from the myocardium, etc. It was confirmed that the same endothelial cells as the living body were formed on the surface of the structure very uniformly over the entire surface by the riding of the endothelial cells.

これは、このような多孔性構造体においては、該構造体内の空隙における内皮細胞形成前の初期血栓の付着状況が安定するためであると考えられる。すなわち、血栓が該構造体に付着すると線溶系によって縮小させられるが、上記構造体ではこの初期の血栓の付着・縮小過程が構造体全体にわたって均一に進行する。そして、このように初期血栓が付着した場合には、当該初期血栓の付着部分に対して内皮細胞が進入してきて定着するため、内皮細胞の形成も本体全体にわたって均質に進行し、その結果として極めて均一で安定した内皮細胞組織が形成されるためと考えられる。   This is presumably because in such a porous structure, the initial thrombus adherence state before the formation of endothelial cells in the voids in the structure is stabilized. That is, when the thrombus adheres to the structure, it is reduced by the fibrinolysis system. In the structure, this initial thrombus attachment / reduction process proceeds uniformly throughout the structure. When the initial thrombus adheres in this way, the endothelial cells enter and settle into the adhering portion of the initial thrombus, so that the formation of the endothelial cells proceeds uniformly throughout the entire body, and as a result, This is probably because a uniform and stable endothelial cell tissue is formed.

具体的には、上記多孔性構造体を例えば左心室においてインフローカニューレとして（又はその一部として）使用した場合には、内皮細胞が左心室の内面からこのインフローカニューレ外周面に向かって伸展する。通常は各内皮細胞あたり５０〜１００回程度の細胞分裂が起こるが、これは通常の大きさを有するインフローカニューレの外周面全体を細胞で覆うのには十分な分裂回数である。   Specifically, when the porous structure is used, for example, as an inflow cannula in the left ventricle (or as a part thereof), endothelial cells extend from the inner surface of the left ventricle toward the outer surface of the inflow cannula. To do. Usually, about 50 to 100 cell divisions occur for each endothelial cell, which is sufficient to cover the entire outer peripheral surface of an inflow cannula having a normal size with cells.

上記多孔性構造体は内皮細胞に覆われると血液が凝固する虞が無くなり、極めて高度な抗血栓性を発揮する。これは、血管内皮細胞上や血管内皮細胞周辺には決して血栓ができないように、あるいは何らかの原因で血栓が生じたとしても速やかに溶解できるように、血管内皮細胞自身が制御を行っているためであると考えられる。このような制御は、血管内皮細胞が主にｔ−ＰＡ（組織プラスミノーゲンアクチベータ）やＰＡＩ−１（プラスミノーゲンアクチベータ・インヒビター１）の発現量を調節することによって発揮している能力であり、一般的には血管内皮細胞の抗血栓性と呼ばれ、血管内皮細胞の多くの機能の中でも特に重要な機能である。   When the porous structure is covered with endothelial cells, there is no risk of blood coagulation, and it exhibits extremely high antithrombogenicity. This is because vascular endothelial cells themselves control so that thrombi never occur on or around vascular endothelial cells, or can be quickly lysed even if thrombosis occurs for some reason. It is believed that there is. Such control is the ability that vascular endothelial cells exert mainly by regulating the expression level of t-PA (tissue plasminogen activator) or PAI-1 (plasminogen activator inhibitor 1). Generally called anti-thrombogenicity of vascular endothelial cells, it is a particularly important function among many functions of vascular endothelial cells.

さらに、このような内皮細胞で覆われた場合には、細菌等の異物の上記多孔性構造体内部への侵入も阻止されるため、人工心臓や補助人工心臓装置等の体内留置型医療機器を使用する場合に頻出する問題であり、患者にとっては致命的な問題でもある感染症の発生リスクも低下する。   Further, when covered with such endothelial cells, invasion of foreign substances such as bacteria into the porous structure is also prevented, so that an indwelling medical device such as an artificial heart or an auxiliary artificial heart device can be used. This is a problem that often occurs when used, and the risk of developing an infectious disease that is a fatal problem for patients is also reduced.

また、上記多孔性構造体の留置される部位が心筋から遠い部位である場合や、又は上記構造体を留置させる患者が高齢である場合等、内皮細胞が上記構造体の表面全体にわたって成長しない場合であっても、良性の肉芽が上記構造体を覆い、この肉芽は血栓の成長を抑止するため、上記構造体は高度な抗血栓性を獲得することができる。   Moreover, when the site | part to which the said porous structure is detained is a site | part far from a myocardium, or when the patient into whom the said structure is detained is elderly, when endothelial cells do not grow over the whole surface of the said structure Even so, the benign granulation covers the structure and the granulation inhibits thrombus growth, so that the structure can acquire a high degree of antithrombogenicity.

また、本発明の多孔性構造体は線条から作られるか又は多孔性成形体からなるため、非特許文献１等に記載される焼結チタンビーズの場合と異なり、上述のウォールシェルのような部材を使用しなくとも上記構造体単独で製作することが可能であるという利点を有する。   In addition, since the porous structure of the present invention is made of filaments or made of a porous molded body, unlike the case of sintered titanium beads described in Non-Patent Document 1, etc., Even if it does not use a member, it has the advantage that it is possible to manufacture the said structure alone.

従って、上記多孔性構造体は、テクスチャードサーフェイスを有する装置・器具等として独立して製造することが可能であり、あるいは、上記多孔性構造体は、別途製造された後に、補助人工心臓装置の血液接触面の所望の部位上に配置・固定することも可能である。この場合に、上記多孔性構造体を配置させたい装置・器具等については焼結炉に導入する必要がなく、テクスチャードサーフェイスとしたい部位に別途製造した上記構造体を配置すればよいだけなので、これらの装置・器具等の変形や荒れ、寸法精度の低下等が起こらず、例えば研磨粉や切削粉等を用いてこれらに追加工を施すような必要性が生じることもない。従って、スムースサーフェイス部分とテクスチャードサーフェイス部分が混在するような装置・器具等についても容易に製作することが可能である。   Therefore, the porous structure can be independently manufactured as a device / apparatus having a textured surface, or the porous structure is separately manufactured and then used in an auxiliary artificial heart device. It is also possible to arrange and fix on a desired part of the blood contact surface. In this case, it is not necessary to introduce the apparatus / apparatus and the like where the porous structure is to be placed into the sintering furnace, and it is only necessary to place the separately manufactured structure at a site where the textured surface is desired. These devices / instruments and the like are not deformed or roughened, and the dimensional accuracy is not lowered. For example, there is no need to perform additional machining using polishing powder or cutting powder. Accordingly, it is possible to easily manufacture an apparatus / apparatus or the like in which a smooth surface portion and a textured surface portion are mixed.

そして、上述のように本発明の多孔性構造体は単独で製造できるため、該多孔性構造体自体も、焼結における他の部材の変形・歪みに伴って寸法精度が低下する虞がなく、さらに、上述のウォールシェルのような他の部材に起因する設計上の制約を受けることもないため、各装置・器具もしくは部品内に精度良く組み込むことが可能である。   And since the porous structure of the present invention can be produced independently as described above, the porous structure itself is not likely to have a reduced dimensional accuracy due to deformation / distortion of other members during sintering. Furthermore, since it is not subject to design restrictions caused by other members such as the above-mentioned wall shell, it can be accurately incorporated in each device / apparatus or component.

さらに、本発明の態様の一つでは、本発明のインフローカニューレは、上記多孔性構造体の半径方向内側に、該構造体の内部に嵌め込み得るようにかつそうして該構造体を支持し得るように外径が適合された管状の非孔性支持体をさらに具備する。   Furthermore, in one aspect of the present invention, the inflow cannula of the present invention is adapted to fit within and so support the structure radially inward of the porous structure. It further comprises a tubular non-porous support having an outer diameter adapted to obtain.

この支持体は、一つの態様では、中央部の支持体胴部、一方の端部の突き当て部、および他方の端部のねじ部からなることができる。胴部は、該多孔性構造体を支持する部分であり、その長さは該構造体の長さに相当し、突き当て部は、支持体の一方の端に設けたリム部であり、該構造体に支持体を嵌め込む際のストッパーの役割をし、そしてねじ部は、支持体の他方の端部に設けられ、他のインフローカニューレ部材の取り付けおよび人工血管又は血液ポンプへの取り付けのためのものである。   In one aspect, this support body can be composed of a support body body portion at the center, an abutting portion at one end, and a threaded portion at the other end. The trunk portion is a portion that supports the porous structure, the length of which corresponds to the length of the structure, and the abutting portion is a rim portion provided at one end of the support, It serves as a stopper when fitting the support to the structure, and a threaded portion is provided at the other end of the support to attach other inflow cannula members and to an artificial blood vessel or blood pump. Is for.

また、上記支持体突き当て部は、ストッパーとしての役割の他に、組織・細胞の過度の成長を抑制するという役割も果たす。該構造体の効果により、内皮細胞等が構造体内部に進入して定着するが、これらは過度に成長すると血液滞留域を形成し、梗塞のリスクを上昇させてしまう虞がある。そのため、該構造体の先端側に非孔性の支持体突き当て部を配置して内皮細胞等の過度の成長を抑制することによって、インフローカニューレの閉塞が防止されるため、十分な脱血量を維持することができる。   In addition to the role as a stopper, the support abutting portion also plays a role of suppressing excessive tissue / cell growth. Due to the effect of the structure, endothelial cells and the like enter and settle inside the structure, but if they grow excessively, they form a blood retention area and may increase the risk of infarction. For this reason, by disposing a non-porous support butting portion on the distal end side of the structure to suppress excessive growth of endothelial cells and the like, the inflow cannula is prevented from being blocked, so that sufficient blood removal is possible. The amount can be maintained.

このような組織・細胞の過度の成長の抑制効果を最大にするためには、支持体突き当て部、特にその外周面は研磨されて平滑化されているのが好ましい。支持体突き当て部の外周面のＲａが１μｍ以下であれば、該外周面への組織・細胞の過剰な成長が抑制されると考えられ、該外周面のＲａは０．１μｍ以下であることが特に好ましい。   In order to maximize the effect of suppressing such excessive tissue / cell growth, the abutting portion of the support, particularly the outer peripheral surface thereof, is preferably polished and smoothed. If Ra on the outer peripheral surface of the support abutting portion is 1 μm or less, it is considered that excessive growth of tissue / cells on the outer peripheral surface is suppressed, and Ra on the outer peripheral surface is 0.1 μm or less. Is particularly preferred.

「Ｒａ」はＪＩＳ Ｂ ０６０１で定義される算術平均粗さＲａを意味し、Ｒａの測定は接触式又は非接触式の各種市販装置を用いて行うことができる。具体的には、例えば、触針式の表面粗さ計を用いて、カットオフ値を０．２５ｍｍに、評価長さを１．２５ｍｍに、測定スピードを０．５ｍｍ／ｓに設定することにより、Ｒａの測定を行うことができる。   “Ra” means arithmetic average roughness Ra defined by JIS B 0601, and Ra can be measured using various commercially available devices of contact type or non-contact type. Specifically, for example, by using a stylus type surface roughness meter, setting the cutoff value to 0.25 mm, the evaluation length to 1.25 mm, and the measurement speed to 0.5 mm / s. , Ra can be measured.

ここで、支持体の全長や支持体胴部、支持体突き当て部および支持体ねじ部の幅や、これらの外径、内径、厚み等は、該多孔性構造体の形態に合致することやインフローカニューレ全体としての内径等を考慮しながら適宜設定される。   Here, the total length of the support, the width of the support body, the width of the support abutment and the support thread, the outer diameter, the inner diameter, the thickness, and the like match the form of the porous structure. It is appropriately set in consideration of the inner diameter of the entire inflow cannula and the like.

ただし、上述したように、支持体突き当て部は、組織・細胞の過度の成長を抑制するという役割も果たすため、支持体突き当て部の幅が短かすぎる場合にはこのような抑制効果が得られず、逆に長すぎる場合には内皮細胞で覆われない部分が増えてしまい、該構造体により奏される効果が低減してしまう。このような点を考慮すると、支持体突き当て部の幅は、０．５ｍｍ〜１５ｍｍ、特に１ｍｍ〜５ｍｍであるのが好ましい。   However, as described above, the support abutting portion also plays a role of suppressing excessive tissue / cell growth. Therefore, when the width of the support abutting portion is too short, such a suppression effect is obtained. In contrast, if the length is too long, the portion not covered with the endothelial cells increases, and the effect exerted by the structure is reduced. Considering such a point, the width of the support abutting portion is preferably 0.5 mm to 15 mm, particularly 1 mm to 5 mm.

また、該多孔性構造体の外周面と支持体突き当て部の外周面の間の段差は、インフローカニューレを心臓（心室又は心房）へ挿入する際又はこれから脱着するために必要となる力を小さくし、また体内の組織の損傷が軽減するために、できだけ小さくするべきである。具体的には、この外径の差は好ましくは０〜１ｍｍの範囲、特に０〜０．５ｍｍの範囲に抑えるのがよい。   In addition, the step between the outer peripheral surface of the porous structure and the outer peripheral surface of the support abutting portion gives a force necessary for inserting or removing the inflow cannula into the heart (ventricle or atrium). It should be small and as small as possible to reduce tissue damage in the body. Specifically, the difference in the outer diameter is preferably in the range of 0 to 1 mm, particularly in the range of 0 to 0.5 mm.

このような支持体を具備するインフローカニューレにおいては、支持体の内径がインフローカニューレとしての内径に相当する。それゆえ、好ましい内径は、該多孔性構造体についての上に述べた値と同じであることができる。   In the inflow cannula having such a support, the inner diameter of the support corresponds to the inner diameter of the inflow cannula. Therefore, the preferred inner diameter can be the same as described above for the porous structure.

また、この場合のインフローカニューレ全体としての外径（支持体胴部の外形に多孔性構造体の厚みを足した径）は、通常、６ｍｍ〜３０ｍｍの範囲内であれば問題なくインフローカニューレとして生体内で使用することが可能である。   In this case, the outer diameter of the inflow cannula as a whole (diameter obtained by adding the thickness of the porous structure to the outer shape of the support body) is usually in the range of 6 mm to 30 mm without any problem. Can be used in vivo.

上記支持体の材料としては、機械的強度、生体適合性および加工容易性等を考慮して、例えば純チタン、ステンレス鋼又はチタン合金等を使用することができる。   As the material for the support, for example, pure titanium, stainless steel, titanium alloy, or the like can be used in consideration of mechanical strength, biocompatibility, workability, and the like.

支持体を備える上記インフローカニューレの組み立ては、例えば、以下のように行われる。
− 支持体の突き当て部が多孔性構造体に当たるまで、支持体を多孔性構造体の半径方向内側に嵌め込む、
− スリーブ、カフを順番に支持体に通し、最後にカフ押さえねじを支持体ねじ部と螺合することによって、多孔性構造体を支持体上に固定する。 For example, the inflow cannula including the support is assembled as follows.
-Fitting the support radially inside the porous structure until the abutment of the support hits the porous structure;
-The porous structure is fixed on the support by passing the sleeve and cuff sequentially through the support, and finally screwing the cuff holding screw with the support thread.

この際、上記非孔性支持体にも、上記の抗血栓性コーティングを施すことができる。この際、この抗血栓性コーティングは、予め非孔性支持体に施してもよいし、非孔性支持体を多孔性構造体に嵌め込んでから一緒に抗血栓性コーティングに付してもよい。   At this time, the anti-thrombogenic coating can also be applied to the non-porous support. In this case, the antithrombogenic coating may be applied to the nonporous support in advance, or the nonporous support may be applied to the porous structure and then applied to the antithrombogenic coating together. .

加えて、半径方向内側に上記の非孔性支持体を装備したインフローカニューレにおいては、この支持体の半径方向内側に、追加的に本発明による上記多孔性構造体をさらに配置することができる。   In addition, in the inflow cannula equipped with the above-mentioned non-porous support on the radially inner side, the porous structure according to the present invention can be additionally arranged on the radially inner side of the support. .

本発明の多孔性構造体は、例えば、補助人工心臓装置を構成する各装置・器具もしくは部品として又は各装置・器具もしくは部品の一部として、あるいは補助人工心臓装置を構成する各装置・器具もしくは部品上に配置して使用することができ、特に、補助人工心臓装置中の血液と接触する部位において使用した場合にその効果を最大限発揮する。   The porous structure of the present invention is, for example, each device / apparatus or part constituting an auxiliary artificial heart device or as a part of each device / apparatus or part, or each device / apparatus constituting an auxiliary artificial heart device or It can be used by being placed on a part. In particular, when it is used at a site in contact with blood in an auxiliary artificial heart device, the effect is maximized.

具体的には、本発明の多孔性構造体は、例えば、補助人工心臓装置の血液ポンプとインフローカニューレもしくは人工血管とを接続するためのコネクタの内面に、あるいはインフローカニューレとして（もしくはインフローカニューレの一部として）使用することができる。さらに、本発明の多孔性構造体は、補助人工心臓装置の血液ポンプ内壁やインペラーに適用することも可能である。   Specifically, the porous structure of the present invention is provided, for example, on the inner surface of a connector for connecting a blood pump of an auxiliary artificial heart device and an inflow cannula or an artificial blood vessel, or as an inflow cannula (or inflow cannula). As part of the cannula). Furthermore, the porous structure of the present invention can also be applied to the blood pump inner wall and impeller of an auxiliary artificial heart device.