JP2006198393A - Medical equipment - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、医療機器に関し、より詳しくは抗血栓性材料を用いた医療機器に関する。 The present invention relates to a medical device, and more particularly to a medical device using an antithrombotic material.
カテーテル等、生体内外で用いられる医療機器の表面に血栓が形成されることは避けられない現象である。血栓成長のメカニズムは、非常に複雑で、血液の全成分が生体物質の表面で血栓形成に関与している。この課題を解決するために、ある研究者は、血栓形成のメカニズムの解明に努め、またある研究者は、医療機器用材料として血栓形成を抑制する新材料の開発に取り組んでいる。 It is an unavoidable phenomenon that a thrombus is formed on the surface of a medical device used inside or outside a living body such as a catheter. The mechanism of thrombus growth is very complex, and all blood components are involved in thrombus formation on the surface of biological material. In order to solve this problem, one researcher is trying to elucidate the mechanism of thrombus formation, and another researcher is working on the development of a new material that suppresses thrombus formation as a medical device material.
これら新材料として、特開２００１−２９４４７（特許文献１）には、医療機器表面を特殊なフッ素含有ダイヤモンドライクカーボン膜で被覆する技術が開示されている。
また、特表平１１−５０２７３４号公報（特許文献２）には、医療機器表面を、抗血栓剤を含む親水性ポリマーでコーティングする技術が開示されている。
また、特表２００４−５１２３９７（特許文献３）には、疎水性多重複合ヘパリン結合体を医療機器表面にコーティングする技術が開示されている。
また、特開平７−１６２９２号公報（特許文献４）には、グラフト共重合体からななる特殊な抗血栓性医療機器用材料が開示されている。
さらに、特開平６−２７７２９３号公報（特許文献５）には、ポリエーテルブロックアミド共重合体、ポリウレタン及びＸ線造影剤からなる組成物が開示されている。
Japanese Patent Application Laid-Open No. 11-502734 (Patent Document 2) discloses a technique for coating the surface of a medical device with a hydrophilic polymer containing an antithrombotic agent.
Japanese Patent Application Publication No. 2004-512397 (Patent Document 3) discloses a technique for coating the surface of a medical device with a hydrophobic multiple composite heparin conjugate.
Japanese Patent Application Laid-Open No. 7-16292 (Patent Document 4) discloses a special antithrombotic material for medical devices made of a graft copolymer.
Further, JP-A-6-277293 (Patent Document 5) discloses a composition comprising a polyether block amide copolymer, polyurethane and an X-ray contrast agent.
ところで、上記、抗血栓性を有する新材料は、特殊な材料を用いるものであり、製造方法が複雑であったりし、高価になり、また必ずしも取り扱い性に優れるものではない。
本発明は、抗血栓性、生体適合性を有すると共に、それ自体強度を有し、取り扱い性に優れる抗血栓性を有する複合材料を用いた医療機器を提供するものである。
By the way, the above-mentioned new material having antithrombogenicity uses a special material, and the manufacturing method is complicated, becomes expensive, and is not necessarily excellent in handleability.
The present invention provides a medical device using a composite material having antithrombogenicity that has antithrombogenicity and biocompatibility, has strength itself, and is excellent in handleability.
本発明に係る医療機器は、血液が接触する部位の一部もしくは全部が、マトリックス樹脂中にカーボンナノチューブが混入された抗血栓性を有する複合材料により形成もしくは被覆されたことを特徴としている。
前記複合材料には、マトリックス樹脂中にカーボンナノチューブが１wt％〜３０wt％混入されたものを用いることができる。
また、カーボンナノチューブは黒鉛化処理されたカーボンナノチューブが好適である。
また、カーボンナノチューブには、炭化水素ガスを鉄系触媒の存在下で気相熱分解させた気相成長法によって得られたカーボンナノチューブを用いることができる。
カーボンナノチューブの鉄分の含有量が５００ｐｐｍ以下であると好適である。
本発明に係る医療機器は、人工臓器やドラッグ輸送用パイプ、ステントなど、体内に埋め込まれて用いるものに好適である。
また本発明に係る医療機器は、血液検査用の関連機器、手術関連機器など生体外で用いられるものにも好適である。
The medical device according to the present invention is characterized in that a part or all of a portion that comes into contact with blood is formed or coated with a composite material having antithrombotic properties in which carbon nanotubes are mixed in a matrix resin.
As the composite material, a matrix resin in which 1 wt% to 30 wt% of carbon nanotubes are mixed can be used.
The carbon nanotube is preferably a graphitized carbon nanotube.
As the carbon nanotube, a carbon nanotube obtained by a vapor phase growth method in which a hydrocarbon gas is subjected to vapor phase pyrolysis in the presence of an iron-based catalyst can be used.
The iron content of the carbon nanotube is preferably 500 ppm or less.
The medical device according to the present invention is suitable for devices that are implanted in the body, such as artificial organs, drug transport pipes, and stents.
The medical device according to the present invention is also suitable for devices used in vitro, such as blood test related devices and surgery related devices.
マトリクス樹脂中にカーボンナノチューブ（ＣＮＴ）を混入した複合材料は、ＣＮＴがマトリクス樹脂の結晶化の核を形成し、マトリクス樹脂の結晶化を促進するため、マトリクス樹脂の表面が、緻密化、平滑化し、これがために、血液との反応性を低下させ、良好な抗血栓性を示すと考えられる。したがって、この複合材料を血液の接触する部位に用いた医療機器は優れた抗血栓性を有する。また、混入されるＣＮＴにより、強度、柔軟性が増し、医療機器の操作性、取り扱い性が向上する。また、生体適合性を有するので、体内に長期、または半永久的に埋め込まれる医療機器においては、埋め込まれ接触する部位の組織に悪影響を与えることが少ない。 In the composite material in which carbon nanotubes (CNT) are mixed in the matrix resin, the surface of the matrix resin is densified and smoothed because the CNT forms the crystallization nucleus of the matrix resin and promotes the crystallization of the matrix resin. Because of this, it is considered that the reactivity with blood is lowered and good antithrombotic properties are exhibited. Therefore, a medical device using this composite material at a site in contact with blood has excellent antithrombogenicity. In addition, the CNT mixed in increases the strength and flexibility, and improves the operability and handling of the medical device. In addition, since it has biocompatibility, in a medical device that is implanted in the body for a long term or semipermanently, there is little adverse effect on the tissue at the site of implantation and contact.
以下本発明における最良の実施の形態を詳細に説明する。
まず、本発明の医療機器に用いる複合材料について説明する。
この複合材料は、マトリックス樹脂中にカーボンナノチューブが混入されたものであり、血液に接触する環境状況下で抗血栓性を有する。また、該複合材料は、生体内に埋め込んだ際に、異物拒否反応性が低く、生体適合性にも優れている。したがって、この複合材料は、抗血栓性医療機器材料として、特に生体内に埋め込む医療機器用材料して好適に用いることができる。
マトリックス樹脂材料としては、例えば、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチレンテレフタレートのようなポリエステルやそれらをハードセグメントとしたポリエステルエラストマー、ポリエチレン、ポリプロピレンのようなポリオレフィンおよびポリオレフィンエラストマー、メタロセン触媒を用いた共重合体ポリオレフィン、ポリ塩化ビニル、ＰＶＤＣ、ＰＶＤＦなどのビニル系ポリマー、ナイロンを含むポリアミドおよびポリアミドエラストマー（ＰＡＥ）、ポリイミド、ポリスチレン、ＳＥＢＳ樹脂、ポリウレタン、ポリウレタンエラストマー、ＡＢＳ樹脂、アクリル樹脂、ポリアリレート、ポリカーボネート、ポリオキシメチレン（ＰＯＭ）、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）、フッ素樹脂（ＥＴＦＥ、ＰＦＡ、ＰＴＦＥ）、エチレン−酢酸ビニルケン化物、エチレン−コポリ−ビニルアルコール、エチレンビニルアセテーテート、カルボキシメチルセルロース、メチルセルロース、セルロースアセテート、ビニルポリスルホン、液晶ポリマー（ＬＣＰ）、ポリエーテルスルホン（ＰＥＳ）、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）、ポリフェニレンオキサイド（ＰＰＯ）、ポリフェニレンスルフィド（ＰＰＳ）などの各種熱可塑性樹脂やその高分子誘導体のほか、加硫ゴム、シリコン樹脂、エポキシ樹脂、二液反応性ポリウレタン樹脂などの熱硬化または架橋性樹脂が挙げられる。
上記ナイロンとしては、ナイロン６、ナイロン６４、ナイロン６６、ナイロン６１０、ナイロン６１２、ナイロン４６、ナイロン９、ナイロン１１、ナイロン１２などが挙げられる。特にナイロン１２が好ましい。
The best mode of the present invention will be described in detail below.
First, the composite material used for the medical device of the present invention will be described.
This composite material is a matrix resin in which carbon nanotubes are mixed, and has antithrombogenicity under an environmental condition in contact with blood. In addition, the composite material has low foreign substance rejection reactivity when embedded in a living body and is excellent in biocompatibility. Therefore, this composite material can be suitably used as an antithrombotic medical device material, in particular, as a medical device material embedded in a living body.
Examples of matrix resin materials include polyesters such as polyethylene terephthalate and polybutylene terephthalate, polyester elastomers using these as hard segments, polyolefins and polyolefin elastomers such as polyethylene and polypropylene, copolymer polyolefins using a metallocene catalyst, Vinyl polymers such as vinyl chloride, PVDC, PVDF, polyamide and polyamide elastomer (PAE) including nylon, polyimide, polystyrene, SEBS resin, polyurethane, polyurethane elastomer, ABS resin, acrylic resin, polyarylate, polycarbonate, polyoxymethylene ( POM), polyvinyl alcohol (PVA), fluororesin (ETFE, PFA, PTFE), Tylene-vinyl acetate saponified product, ethylene-copoly-vinyl alcohol, ethylene vinyl acetate, carboxymethylcellulose, methylcellulose, cellulose acetate, vinylpolysulfone, liquid crystal polymer (LCP), polyethersulfone (PES), polyetheretherketone (PEEK) In addition to various thermoplastic resins such as polyphenylene oxide (PPO) and polyphenylene sulfide (PPS) and their polymer derivatives, thermosetting or crosslinkable resins such as vulcanized rubber, silicone resin, epoxy resin, two-component reactive polyurethane resin, etc. Is mentioned.
Examples of the nylon include nylon 6, nylon 64, nylon 66, nylon 610, nylon 612, nylon 46, nylon 9, nylon 11, nylon 12, and the like. Nylon 12 is particularly preferable.
本発明で用いるカーボンナノチューブ（ＣＮＴ）は、炭化水素等のガスを金属系触媒の存在下で気相熱分解させる、気相成長法によって製造されるものが好適である。
例えば、ベンゼン、トルエン等の有機化合物を原料とし、フェロセン、ニッケルセン等の有機遷移金属化合物を金属系触媒として用い、これらをキャリアーガスとともに高温の反応炉に導入し、ＣＮＴを基板上に生成させる方法（特開昭６０−２７７００号公報）、浮遊状態でＣＮＴを生成させる方法（特開昭６０−５４９９８号公報）、あるいはＣＮＴを反応炉壁に成長させる方法（特許２７７８４３４号）等を用いることができる。また、特公平３−６４６０６号公報に示されるように、あらかじめアルミナ、炭素等の耐火性支持体に担持された金属含有粒子を炭素含有化合物と高温で接触させて、径が７０ｎｍ以下のＣＮＴを得るようにすることもできる。
The carbon nanotube (CNT) used in the present invention is preferably produced by a vapor phase growth method in which a gas such as hydrocarbon is vapor-phase pyrolyzed in the presence of a metal catalyst.
For example, organic compounds such as benzene and toluene are used as raw materials, organic transition metal compounds such as ferrocene and nickelcene are used as metal catalysts, and these are introduced into a high-temperature reactor together with a carrier gas to generate CNTs on a substrate. Use a method (Japanese Patent Laid-Open No. 60-27700), a method of generating CNTs in a floating state (Japanese Patent Laid-Open No. 60-54998), or a method of growing CNTs on the reactor wall (Japanese Patent No. 2778434). Can do. In addition, as disclosed in Japanese Patent Publication No. 3-64606, metal-containing particles previously supported on a refractory support such as alumina and carbon are brought into contact with a carbon-containing compound at a high temperature to obtain CNTs having a diameter of 70 nm or less. You can also get it.
用いるＣＮＴの太さ（直径）は、１ｎｍ〜３５０ｎｍとし、１０ｎｍ〜３００ｎｍもしくは５０ｎｍ〜２００ｎｍが好適で、特には７０ｎｍ〜１６０ｎｍが好適である。
ＣＮＴは、１ｎｍよりも小さい太さであると、マトリクス樹脂に対する分散性がよくなく、好ましくない。また、逆に３５０ｎｍよりも太いと、マトリクス樹脂の表面から突出したり、凹凸が生じたりして素材の平坦性が損なわれ、また、薄肉の素材（パイプ状、シート状等）とすることができず、好ましくない。
また、ＣＮＴのアスペクト比は概ね５０〜２００程度が好ましい。
The thickness (diameter) of the CNT used is 1 nm to 350 nm, preferably 10 nm to 300 nm or 50 nm to 200 nm, and particularly preferably 70 nm to 160 nm.
If the CNT has a thickness smaller than 1 nm, the dispersibility with respect to the matrix resin is not good, which is not preferable. On the other hand, if it is thicker than 350 nm, it may protrude from the surface of the matrix resin, or unevenness may occur and the flatness of the material may be impaired, and a thin material (pipe shape, sheet shape, etc.) can be obtained. It is not preferable.
The aspect ratio of CNT is preferably about 50 to 200.
上記、気相成長法で製造したＣＮＴは、高温で熱処理して、黒鉛化を行う。熱処理温度は、２０００℃以上とし、２５００℃以上が良好で、特には２８００℃〜３２００℃が良好である。ＣＮＴの処理温度が２０００℃以下であると、気相成長の際にＣＮＴ表面に沈積したアモルファス状の堆積物や、残留している触媒金属などの不純物が存在し、医療機器用材料としては、好ましくない。２０００℃以上で熱処理することによって、ＣＮＴ表面に沈積したアモルファス状の堆積物や、残留している触媒金属などの不純物が除去され、清浄化されるので、医療機器用材料として好適に用いることができる。２５００℃以上で熱処理することによって、ＣＮＴの骨格が黒鉛化（結晶化）し、導電性が向上し、また熱伝導性が良好になるので、導電性、熱伝導性が要求される用途に好適に対応できるようになる。
また、黒鉛化することによって、しなやかさ（柔軟性）が出る。このようにＣＮＴにしなやかさが出ることによって、マトリクス樹脂に混入して、チューブ状の医療機器（例えばカテーテル、血液検査用血液分配・移送パイプ）に製作した場合、ＣＮＴ混入によって強度が出るのはもちろんであるが、チューブが折れた際に容易に復元し、操作性（ハンドリング）が良好なものとなる。
また逆に熱処理温度が３２００℃以上となると黒鉛が昇華を起こし、黒鉛骨格が破壊され、強度が低下するため、好ましくない。
また、ＣＮＴに含有する鉄（Ｆｅ）は、５００ｐｐｍ以下とし、１５０ｐｐｍ以下が良好で、特には１００ｐｐｍ以下が望ましい。Ｆｅが５００ｐｐｍ以上存在すると、人体への悪影響も懸念されるので、医療機器用材料としては、好ましくない。
The CNT produced by the vapor phase growth method is heat-treated at a high temperature and graphitized. The heat treatment temperature is 2000 ° C. or higher, preferably 2500 ° C. or higher, and particularly preferably 2800 ° C. to 3200 ° C. When the processing temperature of CNT is 2000 ° C. or less, there are amorphous deposits deposited on the surface of the CNT during vapor phase growth, and impurities such as remaining catalytic metals, and as medical device materials, It is not preferable. By performing heat treatment at 2000 ° C. or higher, impurities such as amorphous deposits deposited on the CNT surface and remaining catalytic metals are removed and cleaned, so that they can be suitably used as materials for medical devices. it can. Heat treatment at 2500 ° C or higher graphitizes (crystallizes) the CNT skeleton, improves conductivity, and improves thermal conductivity, making it suitable for applications that require electrical conductivity and thermal conductivity It becomes possible to cope with.
Moreover, suppleness (flexibility) comes out by graphitizing. When the CNTs are so flexible, they are mixed into the matrix resin and manufactured into a tube-like medical device (for example, a catheter or a blood distribution / transfer pipe for blood test). Of course, when the tube is broken, it is easily restored and the operability (handling) is good.
Conversely, if the heat treatment temperature is 3200 ° C. or higher, the graphite is sublimated, the graphite skeleton is destroyed, and the strength is lowered, which is not preferable.
Further, the iron (Fe) contained in the CNT is set to 500 ppm or less, preferably 150 ppm or less, and particularly preferably 100 ppm or less. If Fe is present in an amount of 500 ppm or more, there is a concern about adverse effects on the human body, which is not preferable as a medical device material.
ＣＮＴのマトリクス樹脂に対する配合比は、１wt％〜３０wt％の範囲が好ましく、好適には５wt％〜２０wt％、さらに好適には７wt％〜１５wt％の範囲がよい。
ＣＮＴ配合量が１wt％未満の場合には、良好な抗血栓性が発現しない。また、ＣＮＴ配合量が３０wt％よりも多い場合には、マトリクス樹脂との混合が良好に行えず、素材がボロボロの状態となって成形できず、強度が出ない。またＣＮＴは高価であるので、コスト高となり、好ましくない。
ＣＮＴをマトリクス樹脂に均一に分散させる方法としては、例えば、スクリュー式混練機を用いるなど、公知の方法を挙げることができる。分散性を改善するために、ＣＮＴとマトリクス樹脂の混合物に一定時間超音波振動を加えてもよい。また両者の密着性を向上させるためにＣＮＴの表面構造を例えばシランカップリング剤などで改質することもできる。
The blending ratio of CNT to the matrix resin is preferably in the range of 1 wt% to 30 wt%, preferably 5 wt% to 20 wt%, more preferably 7 wt% to 15 wt%.
When the CNT content is less than 1 wt%, good antithrombotic properties are not exhibited. In addition, when the CNT content is more than 30 wt%, the mixing with the matrix resin cannot be performed well, the material becomes tattered and cannot be molded, and the strength is not obtained. Moreover, since CNT is expensive, it becomes expensive and is not preferable.
Examples of a method for uniformly dispersing CNT in the matrix resin include known methods such as using a screw kneader. In order to improve dispersibility, ultrasonic vibration may be applied to the mixture of CNT and matrix resin for a certain period of time. In order to improve the adhesion between the two, the surface structure of the CNT can be modified with, for example, a silane coupling agent.
上記複合材料は、マトリクス樹脂にＣＮＴを配合することによって、カーボンナノチューブ（ＣＮＴ）が、マトリクス樹脂の結晶化の核を形成し、結晶化を促進するため、マトリクス樹脂の表面が、緻密化、平滑化し、これがために、血液との反応性を低下させ、良好な抗血栓性を示すと考えられる。また、該複合材料は、生体内に埋め込んだ際に、異物拒否反応性が低く、生体適合性にも優れている。
本発明に係る医療機器では、医療機器の、血液が接触する部位の一部もしくは全部を、マトリックス樹脂中にカーボンナノチューブが混入された抗血栓性を有する上記複合材料により形成もしくは被覆したことを特徴としている。
In the above composite material, carbon nanotubes (CNT) form nuclei of crystallization of the matrix resin and promote crystallization by blending CNT into the matrix resin, so that the surface of the matrix resin becomes dense and smooth. This is thought to reduce the reactivity with blood and thus exhibit good antithrombogenicity. In addition, the composite material has low foreign substance rejection reactivity when embedded in a living body and is excellent in biocompatibility.
The medical device according to the present invention is characterized in that a part or all of a portion of the medical device that comes into contact with blood is formed or covered with the above composite material having antithrombotic properties in which carbon nanotubes are mixed in a matrix resin. It is said.
本発明では、上記のように、医療機器の、血液が接触する部位の一部もしくは全部を、上記複合材料により形成するのである。
図１は、各種医療用チューブ１０の一例を示す断面図であり、チューブ１０の全部を上記複合材料１２で形成した。チューブ１０は、押出成形によって製造できる。
また、図２は、２層構造にした医療用チューブ２０の一例を示す断面図であり、血液の接触する、例えば内層１２を上記複合材料で形成し、外層１４を他の、例えばＣＮＴの混入しないナイロン樹脂で形成する。なお、血液が接触する側が外層１４であれば、外層１４側を上記複合材料で形成するのはもちろんである。２層チューブ２０も押出成形によって容易に形成できる。
In the present invention, as described above, part or all of the part of the medical device that comes into contact with blood is formed of the composite material.
FIG. 1 is a cross-sectional view showing an example of various medical tubes 10, and the entire tube 10 is formed of the composite material 12. The tube 10 can be manufactured by extrusion molding.
FIG. 2 is a cross-sectional view showing an example of a medical tube 20 having a two-layer structure, in which blood comes into contact, for example, the inner layer 12 is formed of the composite material, and the outer layer 14 is mixed with another, for example, CNT. Not formed with nylon resin. Of course, if the side in contact with blood is the outer layer 14, the outer layer 14 side is formed of the composite material. The two-layer tube 20 can also be easily formed by extrusion.
医療機器もしくはその部品の製造方法としては、押出成形法のほか、通常の成形方法、例えば上記複合材料を用いたインジェクション成形方法を採用しうる。
あるいは、他の材料を用いてインジェクション等によってベース部材を作製し、このベース部材上に、上記複合材料を塗布して、ベース部材の、血液が接触する面に複合材料層を形成するようにしてもよい（図示せず）。例えば、医療用ステント、ポンプ、ペースメーカなど、ＣＮＴ入り樹脂では、強度、構造などの理由で製造できないものについては、血液や人体に接触する部分を、上記複合材料でコーティング、被覆するようにできる。
As a manufacturing method of the medical device or its parts, in addition to the extrusion molding method, a normal molding method, for example, an injection molding method using the composite material can be adopted.
Alternatively, a base member is prepared by injection or the like using another material, and the composite material is applied onto the base member to form a composite material layer on the surface of the base member that contacts blood. It is good (not shown). For example, in the case of a resin containing CNT, such as a medical stent, a pump, and a pacemaker, which cannot be manufactured for reasons such as strength and structure, a portion that comes into contact with blood or a human body can be coated and coated with the composite material.
被覆方法は、ＣＮＴと樹脂成分と必要に応じて添加される溶剤とを混合し得られる塗料に、ステント等を浸し又は塗布し、乾燥することにより得る事ができる。樹脂成分としては、例えばポリエチレン、ポリプロピレン、ポリアミド、ポリアクリレート、ポリ塩化ビニル、ポリアクリロニトリル、ポリカーボネート、フッ素系樹脂、ブタ
ジエン系樹脂等の熱可塑性樹脂が挙げられる。また、フェノール樹脂、不飽和ポリエステル樹脂、エポキシ樹脂等の熱硬化性樹脂を一種類以上加えても良い。溶剤としては、メタノール、エタノール等のアルコール類、酢酸メチル、酢酸エチル、酢酸アミル等のエステル系溶剤、アセトン、メチルアセトン等のケトン系溶剤、メチルエー
テル、グリコールメチルエーテル等のエーテル系溶剤、灯油、ベンゾール、キシロール等の炭化水素系溶剤を一種類以上使用することが出来る。混合方法は、ミキサー、ニーダー、ミル公知の混合機をを使用することが出来る。又各成分の混合の順序は特に制限は無い。
The coating method can be obtained by immersing or applying a stent or the like in a paint obtained by mixing CNT, a resin component, and a solvent added as necessary, and drying. Examples of the resin component include thermoplastic resins such as polyethylene, polypropylene, polyamide, polyacrylate, polyvinyl chloride, polyacrylonitrile, polycarbonate, fluorine resin, and butadiene resin. Moreover, you may add one or more types of thermosetting resins, such as a phenol resin, unsaturated polyester resin, and an epoxy resin. Solvents include alcohols such as methanol and ethanol, ester solvents such as methyl acetate, ethyl acetate and amyl acetate, ketone solvents such as acetone and methyl acetone, ether solvents such as methyl ether and glycol methyl ether, kerosene, One or more hydrocarbon solvents such as benzol and xylol can be used. As a mixing method, a mixer, a kneader, or a known mixer can be used. The order of mixing the components is not particularly limited.
本発明の医療機器としては次のようなものが挙げられる。
すなわち、血液と接触する手術用シート、メス、ピペット、医療／生理用敷布、布、血液検査用の採血針、血液採取ならびに保管用の瓶、血液移送パイプ、血液検査用機器、パイペットなど、生体外での用途は勿論のこと各種カテーテル（頸静脈栄養用カテーテル、血管内カテーテル、血管拡張術用カテーテル、造影用カテーテルなど）、内視鏡用チューブ、イントロデューサーシース、血液透析チューブ、心肺バイパスチューブ、血液分配・移送パイプなどの各種チューブ、左心室補助装置及び血管拡張機器など、生体内での広い用途がある。
特に、生体適合性を有するので、人工臓器（人工血管、人工関節など）はもちろんのこと、人体内に長期に滞留させる（埋め込む）医療器具（例えばペースメーカー、マイクロポンプ、ドラッグ輸送用パイプなど）などで有効である。さらに、前記のように、ステント、ポンプ、ペースメーカなど、既存の樹脂などでの機器材料では強度、構造などの理由で製造できないものについても、血液や人体に接触する部分を、ＣＮＴが混入した上記複合材料で、コーティング、被覆することができるので、より広い範囲の医療機器に適用できる。また、ＣＮＴの有する導電性、熱伝導性により、さらに広汎な医療機器への応用が考えられる。
これら医療機器の構造自体は公知のものでよいので、その構造説明は省略する。
なお、本発明における医療機器の「機器」とは、上記のような、医療用の装置、これらの部品、あるいは医療用の器具、材料など、およそ医療用のものであれば全て含まれる概念として用いている。
Examples of the medical device of the present invention include the following.
That is, surgical sheets that come into contact with blood, scalpels, pipettes, medical / physiological cloths, cloths, blood collection needles for blood tests, blood collection and storage bottles, blood transfer pipes, blood test equipment, pipettes, etc. Various catheters (jugular nutrition catheters, intravascular catheters, vasodilator catheters, contrast catheters, etc.), endoscope tubes, introducer sheaths, hemodialysis tubes, cardiopulmonary bypass, as well as in vitro applications There are a wide range of uses in vivo such as tubes, various tubes such as blood distribution / transfer pipes, left ventricular assist devices and vasodilators.
In particular, because it has biocompatibility, not only artificial organs (artificial blood vessels, artificial joints, etc.), but also medical devices (for example, pacemakers, micropumps, drug transport pipes, etc.) that are retained (embedded) in the human body for a long period of time It is effective in. Furthermore, as described above, the parts that come into contact with blood or the human body, such as stents, pumps, pacemakers, etc., that cannot be manufactured due to strength, structure, etc., with existing resin materials, etc. are mixed with the above CNT. Since it can be coated and coated with a composite material, it can be applied to a wider range of medical devices. In addition, due to the conductivity and thermal conductivity of CNT, it can be applied to a wider range of medical devices.
Since the structures of these medical devices themselves may be known, a description of the structure is omitted.
The “equipment” of the medical device in the present invention is a concept that includes all medical devices such as medical devices, their components, or medical instruments and materials as described above. Used.
Ａ．抗血栓性試験
１．ＣＮＴは次のようにして製造した。
縦型加熱炉（内径17.0cm，長さ150cm ）の頂部に、スプレーノズルを取り付ける。加熱炉の炉内壁温度を１２００℃に昇温・維持し、スプレーノズルから４ wt％のフェロセンを含有するベンゼンの液体原料２０ｇ ／分を１００ｌ／分の水素ガスの流量で炉壁に直接噴霧（スプレー）散布するように供給する。この時のスプレーの形状は円錐側面状（ラッパ状ないし傘状）であり、ノズルの頂角θが60°である。このような条件の下で、フェロセンは熱分解して鉄微粒子を作り、これがシード（種）となってベンゼンの熱分解による炭素から、炭素繊維を生成成長させた。本方法で成長した気相法炭素繊維を５分間隔で掻き落としながら１時間にわたって連続的に製造した。
得られた炭素繊維をアルゴン雰囲気中で２８００℃の温度で３０分間熱処理した。
直径が約８０ｎｍ、長さ１０μｍ〜２０μｍ、比表面積（ＢＥＴ法）１８ｍ2／ｇ、真比重２．０８ｇ／ｃｍ3の高純度のマルチウォールのＣＮＴ（ＭＷＮＴ）が得られた。相対的に直線状で、長い管状を示す。金属不純物は１００ｐｐｍ以下（鉄は３０ｐｐｍ以下）（原子吸光法で測定）であった。
A. Antithrombogenicity test CNTs were produced as follows.
Attach a spray nozzle to the top of a vertical heating furnace (inner diameter 17.0cm, length 150cm). The temperature of the inner wall of the heating furnace is raised and maintained at 1200 ° C., and 20 g / min of a liquid raw material of benzene containing 4 wt% ferrocene is sprayed directly from the spray nozzle onto the furnace wall at a hydrogen gas flow rate of 100 l / min ( Spray) Supply to spray. The shape of the spray at this time is a conical side surface (trumpet shape or umbrella shape), and the apex angle θ of the nozzle is 60 °. Under such conditions, ferrocene was pyrolyzed to produce iron fine particles, which became seeds, and produced and grown carbon fibers from carbon by pyrolysis of benzene. The vapor grown carbon fiber grown by this method was continuously produced for 1 hour while scraping off at intervals of 5 minutes.
The obtained carbon fiber was heat-treated at a temperature of 2800 ° C. for 30 minutes in an argon atmosphere.
A high-purity multiwall CNT (MWNT) having a diameter of about 80 nm, a length of 10 μm to 20 μm, a specific surface area (BET method) of 18 m 2 / g, and a true specific gravity of 2.08 g / cm 3 was obtained. It is relatively straight and shows a long tubular shape. Metal impurities were 100 ppm or less (iron was 30 ppm or less) (measured by atomic absorption method).
２．血栓形成テスト
上記のようにして得られたカーボンナノチューブ（ＣＮＴ）１０wt％をマトリクス樹脂としてのナイロン１２と混合した。この混合は通常のミキサーで行った。次に、この混合物を通常の二軸押出機でチューブ状に押し出し、内径０．４６ｍｍ、外径０．５３ｍｍのマイクロカテーテル（新カテーテル）を成形した。
2. Thrombus formation test 10 wt% of carbon nanotubes (CNT) obtained as described above were mixed with nylon 12 as a matrix resin. This mixing was performed with a conventional mixer. Next, this mixture was extruded into a tube shape with a normal twin-screw extruder to form a microcatheter (new catheter) having an inner diameter of 0.46 mm and an outer diameter of 0.53 mm.
上記の新カテーテルおよびナイロンのみからなるコントロールカテーテルを用いて生体内外の環境下での血栓形成テストを行った。
体重９〜１１Ｋｇのビーグル犬（成犬）を、血栓形成テストに供した。犬の静脈内に麻酔剤を注射し、気管内に管を挿入し、レスピレータにより室内空気で換気した。換気速度を（１２〜１５）回／分、風量を（１５〜２０）ｍｌ／ｋｇとして、動脈血のｐＨ、Ｏ2分圧が、生理学的範囲に保たれるよう調整した。体温は、加熱ランプを用いて３６℃に維持するようにした。
一般的なビニールチューブを、上腕動脈を経由して、鎖骨下動脈の中にセットし、系統的に血圧を測るために、圧力変換器に接続した。LeadIIの心電図は、バイオ増幅
器でモニターした。
また、必要なときに乳酸リンゲル液を静脈内に注入するために、上腕静脈を経由して鎖骨下静脈にビニールチューブをセットした。大腿骨の両面の約５ｃｍと普通の頚動脈は外科的に露出させた。これらの動脈は、テストされる各々のカテーテルに置き換える間、出血を避けるためにテーピングした。その試験カテーテルは、動脈に、中心部から抹消部に向けて約４５°の角度で挿入した。このようにカテーテルの先端は、動脈内腔の中央に設置された。そして、試験カテーテルの端末は、テープによる閉鎖が解かれた後での出血を避けるために、縫い目による血管外膜中に設置した。動脈はこの留置した試験カテーテルと共に血流の再スタート後、１時間で取り出した。取り出された動脈を、７０ｗｔ％のアルコール中に固定し、パラフィンにより封埋した。各サンプルの薄い切片はヘマトキリリンとエオシンで染色した。
Using the above-mentioned new catheter and a control catheter made only of nylon, a thrombus formation test was performed in an environment inside and outside the living body.
Beagle dogs (adult dogs) weighing 9-11 kg were subjected to a thrombus formation test. An anesthetic was injected into the dog's vein, the tube was inserted into the trachea, and ventilated with room air by a respirator. The ventilation rate was (12-15) times / minute, the air volume was (15-20) ml / kg, and the arterial blood pH and O 2 partial pressure were adjusted to be maintained within the physiological range. Body temperature was maintained at 36 ° C. using a heating lamp.
A common vinyl tube was set via the brachial artery into the subclavian artery and connected to a pressure transducer to systematically measure blood pressure. LeadII ECG was monitored with a bioamplifier.
In addition, a vinyl tube was set in the subclavian vein via the brachial vein to inject the lactated Ringer solution into the vein when necessary. Approximately 5 cm on both sides of the femur and the normal carotid artery were surgically exposed. These arteries were taped to avoid bleeding while being replaced with each catheter to be tested. The test catheter was inserted into the artery at an angle of about 45 ° from the center to the peripheral portion. Thus, the tip of the catheter was placed at the center of the artery lumen. The end of the test catheter was then placed in the adventitia of the seam to avoid bleeding after the tape closure was released. The artery was removed 1 hour after restarting blood flow with the indwelling test catheter. The removed artery was fixed in 70 wt% alcohol and embedded with paraffin. Thin sections of each sample were stained with hematoxylin and eosin.
生体外環境の１例として、試験管内での、血液凝固を評価するために、テスト用の０．８ｃｍの新カテーテルを、細い外科用ナイロン糸をカテーテルの内孔に通して固定した。抗凝結剤が入っていない５ｍｌの犬の静脈血をサンプリングした。サンプリング直後、血液を皿に移し、前記チューブを１時間、血液中に置いた。カテーテルへの血液のかたまりの評価は、糸を静かに持ち上げることで行った。ＳＥＭで観察するために、チューブをリン酸塩緩衝液下で、冷えた２％のグルタルアルデヒド液中に浸漬した。次に各サンプルを、グレード（graded）エタノールで脱水し、臨界点法によりＣＯ2で乾燥した。乾燥表面をマウントし、金・パラジウム及びカーボンでスパッターコートした。サンプルを、金・パラジウムで５０ｎｍスパッターコートし、１５ｋｅｖで、ＪＥＯＬ−ＪＳＭ６０００下走査型電子顕微鏡で観察した。 As an example of an in vitro environment, in order to evaluate blood clotting in a test tube, a new 0.8 cm test catheter was fixed by passing a thin surgical nylon thread through the inner lumen of the catheter. Venous blood of a 5 ml dog without anticoagulant was sampled. Immediately after sampling, the blood was transferred to a dish and the tube was placed in the blood for 1 hour. Evaluation of the blood mass on the catheter was performed by gently lifting the thread. To observe with SEM, the tube was immersed in a chilled 2% glutaraldehyde solution under phosphate buffer. Each sample was then dehydrated with graded ethanol and dried over CO 2 by the critical point method. The dry surface was mounted and sputter coated with gold, palladium and carbon. The sample was sputter coated with gold / palladium at 50 nm, and observed with a scanning electron microscope under JEOL-JSM6000 at 15 kev.
３．結果及び考察
図３（ｃ）、（ｄ）は、ナイロン−ＣＮＴ（ＭＷＮＴ）複合材料製のカテーテル（新カテーテル）断面を示す。比較的均一なＣＮＴの分散がＦＥ−ＳＥＭ（図３（ｄ））で確かめられる。さらにＣＮＴは内外壁表面に見当たらず、内外壁表面に突出していない。なお、図３（ａ）、（ｂ）は、ナイロンのみからなるコントロールカテーテルの断面を示す。
ＣＮＴベースの新カテーテルの弾性係数はナイロンベースのコントロールカテーテルの約１．５倍（８２０ＭＰａに対して１２００ＭＰａ）である。このように、ＣＮＴベースの新カテーテルは強度に優れ、また一度折れてもすぐに復元するので操作性（ハンドリング）が改善される。
図４は取り出された動脈の断面を示す。図４（ａ）はコントロールカテーテルを用いた場合、図４（ｂ）は新カテーテルを用いた場合の動脈を示す。動脈はヘマトキシリンとエオシンにより着色されている。上部の連続セクション（図４（ａ））では、内部の動脈空間中の、濃い色の部位が顕著な血栓を示している。コントロールカテーテルが挿入された場所は、セクション３−５（左端の図がセクション１）で不透明な穴として示され、挿入されたカテーテルは外膜から動脈のセンターまで斜めに置き換えられたことを示している。
このコントロールカテーテルにおいて、血栓の形成は血流のレオロジカルな変化（例えば層流の乱れ、うず流、不規則な運動など）によって促進されたと推測される。
3. Results and Discussion FIGS. 3C and 3D show a cross section of a catheter (new catheter) made of a nylon-CNT (MWNT) composite material. A relatively uniform CNT dispersion can be confirmed by FE-SEM (FIG. 3D). Furthermore, CNT is not found on the inner and outer wall surfaces and does not protrude on the inner and outer wall surfaces. 3A and 3B show a cross section of a control catheter made of only nylon.
The elastic modulus of the new CNT-based catheter is about 1.5 times that of the nylon-based control catheter (1200 MPa versus 820 MPa). As described above, the new CNT-based catheter is excellent in strength and can be restored immediately even if it is broken once, so that operability (handling) is improved.
FIG. 4 shows a section of the removed artery. FIG. 4A shows an artery when a control catheter is used, and FIG. 4B shows an artery when a new catheter is used. The artery is colored with hematoxylin and eosin. In the upper continuous section (FIG. 4 (a)), darker areas in the internal arterial space indicate prominent thrombus. The location where the control catheter was inserted is shown as an opaque hole in Section 3-5 (the leftmost figure is Section 1), indicating that the inserted catheter has been displaced diagonally from the adventitia to the center of the artery. Yes.
In this control catheter, it is speculated that thrombus formation was promoted by rheological changes in blood flow (for example, laminar turbulence, vortex flow, irregular movement, etc.).
一方、新カテーテルの場合、下部の断面（図４（ｂ））に示すように、血栓はセクション３（左から３番目の図。カテーテルの挿入箇所に位置する）にしか見られない。これらの観察により、新カテーテルは、もし血液流が乱されなければ、血液との反応性が低いことは明らかである。即ち、生体内で動脈内での血栓形成はこの新しいカテーテルでは非常に抑制されている。 On the other hand, in the case of the new catheter, as shown in the lower cross section (FIG. 4B), the thrombus can be seen only in section 3 (third figure from the left, located at the insertion position of the catheter). From these observations it is clear that the new catheter is less reactive with blood if the blood flow is not disturbed. That is, thrombus formation in an artery in vivo is greatly suppressed with this new catheter.
血液塊形成は、皿からカテーテルを引き上げることで調べた。図５（ａ）に示すように、コントロールカテーテルの周囲の血液凝固は顕著である。しかし、図５（ｂ）に示すように、新カテーテルは血液反応が極めて低い。凝固形成の詳細な形態観察のためのＳＥＭ観察を両方のサンプルについて行った（図６）。なお、図６（ａ）はコントロールカテーテル、図６（ｂ）は新カテーテルのものである。両カテーテル共にフィビリ様のネットワーク及び血球が見られるが、フィブリの大きさ、血球は新カテーテルのものは比較的小さい。 Blood clot formation was examined by lifting the catheter from the dish. As shown in FIG. 5 (a), blood coagulation around the control catheter is significant. However, as shown in FIG. 5B, the new catheter has a very low blood response. SEM observation for detailed morphology observation of coagulation formation was performed on both samples (FIG. 6). 6A shows the control catheter, and FIG. 6B shows the new catheter. Both catheters have fibril-like networks and blood cells, but the size of the fibrils and blood cells are relatively small for the new catheter.
カテーテルの管内表面のＳＥＭ観察によれば、新カテーテルの管内表面はコントロールカテーテルのものより、滑らかであることを示している（図７）。図７（ａ）はコントロールカテーテル、図７（ｂ）は新カテーテルのものである。これらの実験結果より、以下のことが言える。即ち、ＣＮＴを機能的フィラーとして使用したカテーテルは、凝固やフィブリ沈積などの血液反応が抑制される。 SEM observation of the inner tube surface of the catheter shows that the inner tube surface of the new catheter is smoother than that of the control catheter (FIG. 7). FIG. 7A shows the control catheter, and FIG. 7B shows the new catheter. From these experimental results, the following can be said. That is, a catheter using CNT as a functional filler suppresses blood reactions such as coagulation and fibril deposition.
４．結論
上記の実験は、ＣＮＴとナイロン１２で作られた新カテーテルが機械的性質を改善し、血液凝固などを減じ、医療的応用のために、非常に有望なことを示した。
さらに、ＣＮＴ固有の機械的強度の増大は、操作中の破壊強度、及び新カテーテルが障害物にあたって折れ曲がっても容易に復元するなど操作性の改善をもたらす。
また、スムーズ（平滑）な管内表面を有し、新カテーテル外面にＣＮＴが露出しないことが、ＣＮＴと血との直接反応の可能性を小さくすることを示す。ＣＮＴが、マトリクス樹脂（ナイロン）の結晶化の核形成機能を有すると考えられ、これにより密な、且つ平滑な表面形態が形成され、これが血栓形成を減らす一原因とも考えられる。またＣＮＴの有する改善された静電的性質も血栓形成を減らす要因と考えられる。すなわち、血栓形成には表面帯電が関係すると考えられ、新カテーテルはコントロールカテーテルに比べ電導性が高く、そのため帯電性がなく、表面帯電され難く、抗血栓性に優れていると推察される。
4). Conclusion The above experiments have shown that the new catheter made of CNT and nylon 12 improves the mechanical properties, reduces blood clotting, etc. and is very promising for medical applications.
Furthermore, the increase in mechanical strength inherent to CNTs leads to an improvement in operability such as breaking strength during operation and easy restoration even if the new catheter is bent by an obstacle.
Moreover, it has a smooth (smooth) inner surface of the tube, and that the CNT is not exposed on the outer surface of the new catheter indicates that the possibility of a direct reaction between CNT and blood is reduced. It is considered that CNT has a nucleation function of crystallization of matrix resin (nylon), thereby forming a dense and smooth surface form, which is considered to be one cause of reducing thrombus formation. The improved electrostatic properties of CNTs are also considered to be a factor that reduces thrombus formation. That is, it is considered that surface charging is related to thrombus formation, and the new catheter has higher electrical conductivity than the control catheter. Therefore, it is presumed that the new catheter has no charging property, is hardly charged, and has excellent antithrombotic properties.
Ｂ．生体適合性
さらに、新カテーテルの生体適合性について検討した。
１．実験動物、移植方法ならびに検体採取
１０匹のメスのＢＡＬＢ／ｃマウス（生後５週間）をＳＬＣ社（日本）から購入した。これらのマウスは信州大学医学部の無菌施設で飼育された。実験はマウスが６週間になってから開始した。これらの動物は、コントロールカテーテル移植組と、新カテーテル移植組との２グループに分けられた。これらのグループ分けされた動物は移植後１週間時に、心臓からの血液及び皮膚組織の検体を得た。動物は背中の皮膚を１ｃｍ、フロセン麻酔の下に切開された。全てのカテーテルは、ホルムアルデヒドガスに室温で２４時間以上暴露して消毒された。これらのカテーテルはここでテストされる長さ（約０．５ｍｍ；コントロール及び新カテーテルはそれぞれ総量２．３ｍｇ、１．９２ｍｇ）に、切断され、皮下組織に植え込まれた。そして、切開された傷は縫い合わされた。組織に移植後１週間後に、動物はフロセンを使っての深い麻酔のもとで解剖された。フローサイトメトリー測定のために、心臓に針が刺され血液がサンプリングされ、筋肉層を含む皮膚組織を病理学試験のために切除した。
２．試験
２−１．フローサイトメトリー
採取された血液は、フローサイトメーター（ＦＡＣＳクリバー、べクトン ディッキンソン社 ＵＳＡ）によってＴリンパ球をソートする為に、ＣＤ４+及びＣＤ８+の抗体（ＢＤ バイオサイエンス ファーミンゲン社 ＵＳＡ）で着色された。これらの着色された細胞は、セル・クウェスト ソフトウェアー（ベクトン ディッキンソン社）を使って解析された。データは、平均値＋ＳＥで示された。両者の差異は、統計的手法（危険率５％以下）で評価された。
（１） コントロールカテーテルグループの移植１週間後のＣＤ４ + Ｔ細胞は５１．５±２．７％であり、新カテーテルグループでは、同様のレベル（４９．７±２．０％）であった（図８（ａ））。
（２） ＣＤ８+ Ｔ細胞のコントロールカテーテル（移植後１週間）における値は１４．３±０．８％で、新カテーテルの対応する値は１６．３±０．９％で、有意に高い（図８（ｂ））。
（３） さらに、ＣＤ４+ とＣＤ８+ との比（計算値）は、コントロールカテーテルでは３．７２±０．２５に対して、新カテーテルグループの値は、３．０７±０．１と有意に低い（図８（ｃ））。
以上（１）（２）（３）より、抗原―抗体反応系におけるＭＨＣクラス１経路は、コントロールカテーテルグループにおいて高められる。すなわちコントロールカテーテルに比べて新カテーテルは、異物拒否反応に対して反応性は少ないと言える。
なおＣＤ４は、免疫機能のあらゆる面を統制しているヘルパーＴリンパ球の表面にある標識であり、ＣＤ４リンパ球は抗原に対して抗体を作る働きを促進する作用をもっている。またＣＤ８はサイプレッサーＴリンパ球の表面にある標識であり、ＣＤ８リンパ球は抗体産生を作りすぎるのを抑制するブレーキ役を果たしている。さらに、ＣＤ４とＣＤ８との比（ＣＤ４／ＣＤ８）は、免疫機能をみるのに重要であり、免疫機能が悪くなるとこの比が下がる。すなわち、異物反応性は少なくなる。
２−２．組織構造
便宜的な組織構造として、組織が解剖直後にとられ、１０％のホルムアルデヒド内に固定され、パラフィンに埋め込まれ、５ミクロンの切片にカットされ、ヘマトキシリンとエオシンで染められた。
移植埋設組織の肉眼観察の様子は図９に示されている。コントロールカテーテル(図９（ａ）)においては、埋め込まれたピースは、新しい脈管と炎症のある厚い膜によって閉じ込められている。しかし、新カテーテル（図９（ｂ））にはそのようなことは起っていない。更に、１週間の時間経過後の移植マイクロカテーテルの組織学、病理学的外見を図１０に示す。細胞浸潤を伴った肉芽組織は、明らかにコントロールカテーテルグループに顕著に出現している（図１０（ａ））。新カテーテルグループと比較して、コントロールカテーテルピースを包み込んでいる肉芽組織の形成は顕著に起っていることを示している（図１０（ｂ））。
３．結論
上記のように、ＣＮＴとナイロンの複合材からなる新しいカテーテルは、抗血栓性及び生体適合性に優れた生物学的特性を有していることが確認された。
B. Biocompatibility Furthermore, we examined the biocompatibility of the new catheter.
1. Experimental animals, transplantation method and specimen collection Ten female BALB / c mice (5 weeks old) were purchased from SLC (Japan). These mice were raised in a sterile facility at Shinshu University School of Medicine. The experiment started when the mice were 6 weeks old. These animals were divided into two groups: a control catheter graft group and a new catheter graft group. These grouped animals obtained blood and skin tissue samples from the heart one week after transplantation. The animal was incised through the skin of the back 1 cm under furosene anesthesia. All catheters were disinfected by exposure to formaldehyde gas for more than 24 hours at room temperature. These catheters were cut and implanted into the subcutaneous tissue to the length tested here (approximately 0.5 mm; the control and new catheters were 2.3 mg and 1.92 mg, respectively). The incised wound was sewn together. One week after transplantation into the tissue, the animals were dissected under deep anesthesia using furocene. For flow cytometry measurements, a needle was inserted into the heart and blood was sampled, and skin tissue including the muscle layer was excised for pathological examination.
2. Test 2-1. Flow cytometry The collected blood is colored with CD4 + and CD8 + antibodies (BD Biosciences Farmingen USA) to sort T lymphocytes by flow cytometer (FACS Cribber, Becton Dickinson USA). It was. These colored cells were analyzed using Cell Quest software (Becton Dickinson). Data were expressed as mean + SE. The difference between the two was evaluated by a statistical method (risk rate of 5% or less).
(1) One week after transplantation of the control catheter group, CD4 + T cells were 51.5 ± 2.7%, and the new catheter group was at the same level (49.7 ± 2.0%) ( FIG. 8 (a)).
(2) The value of CD8 + T cells in the control catheter (1 week after transplantation) is 14.3 ± 0.8%, and the corresponding value of the new catheter is 16.3 ± 0.9%, which is significantly higher ( FIG. 8B).
(3) Further, the ratio (calculated value) between CD4 + and CD8 + was 3.72 ± 0.25 for the control catheter, while the value for the new catheter group was significantly 3.07 ± 0.1. Low (FIG. 8 (c)).
From the above (1), (2) and (3), the MHC class 1 pathway in the antigen-antibody reaction system is enhanced in the control catheter group. That is, it can be said that the new catheter is less responsive to the foreign body rejection reaction than the control catheter.
CD4 is a label on the surface of helper T lymphocytes that regulate all aspects of immune function, and CD4 lymphocytes have the effect of promoting the action of making antibodies against antigens. CD8 is a label on the surface of cypressor T lymphocytes, and CD8 lymphocytes serve as a brake that suppresses excessive production of antibodies. Furthermore, the ratio of CD4 to CD8 (CD4 / CD8) is important for viewing immune function, and this ratio decreases as immune function deteriorates. That is, the foreign substance reactivity is reduced.
2-2. Tissue structure As a convenient tissue structure, the tissue was taken immediately after dissection, fixed in 10% formaldehyde, embedded in paraffin, cut into 5 micron sections, and stained with hematoxylin and eosin.
The state of macroscopic observation of the transplanted embedded tissue is shown in FIG. In the control catheter (FIG. 9 (a)), the implanted piece is confined by new vessels and an inflamed thick membrane. However, this has not happened with the new catheter (FIG. 9 (b)). Furthermore, the histology and pathological appearance of the transplanted microcatheter after the lapse of one week are shown in FIG. Granulation tissue with cell infiltration clearly appears in the control catheter group (FIG. 10 (a)). Compared with the new catheter group, it is shown that the formation of granulation tissue enveloping the control catheter piece has occurred remarkably (FIG. 10 (b)).
3. Conclusion As described above, it has been confirmed that a new catheter made of a composite material of CNT and nylon has biological properties excellent in antithrombogenicity and biocompatibility.
１０ チューブ
１２ 内層
１４ 外層
２０ チューブ
10 tube 12 inner layer 14 outer layer 20 tube
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| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2006198393A (en) |
Cited By (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008284191A (en) * | 2007-05-18 | 2008-11-27 | Olympus Corp | Adhesive for medical equipment and endoscope using the same |
| WO2009128374A1 (en) | 2008-04-16 | 2009-10-22 | 日信工業株式会社 | Carbon nanofiber, method for production thereof, method for production of carbon fiber composite material using carbon nanofiber, and carbon fiber composite material |
| JP2009279268A (en) * | 2008-05-23 | 2009-12-03 | Tokai Univ | Antithrombogenic material |
| WO2010004634A1 (en) | 2008-07-10 | 2010-01-14 | 日信工業株式会社 | Carbon nanofiber, process for producing the same, and carbon fiber composite material |
| WO2010004633A1 (en) | 2008-07-10 | 2010-01-14 | 日信工業株式会社 | Process for producing carbon nanofiber, carbon nanofiber, process for producing carbon fiber composite material from carbon nanofiber, and carbon fiber composite material |
| US8329293B2 (en) | 2006-04-28 | 2012-12-11 | Nissin Kogyo Co., Ltd. | Carbon fiber composite material |
| US9000085B2 (en) | 2006-04-28 | 2015-04-07 | Nissin Kogyo Co., Ltd. | Carbon fiber composite resin material and method of producing the same |
| JP2016123787A (en) * | 2015-01-07 | 2016-07-11 | 株式会社日本触媒 | Biocompatible material |
| KR101754994B1 (en) * | 2015-12-08 | 2017-07-06 | 한국생산기술연구원 | Graphene oxide/polyurethante composite, preparation method thereof and medical tube comprising the same |
| WO2020004672A1 (en) * | 2018-06-29 | 2020-01-02 | 株式会社アドバンス | Percutaneous terminal for hemodialysis and individualized hemodialysis system |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2003049795A2 (en) * | 2001-09-28 | 2003-06-19 | Boston Scientific Limited | Medical devices comprising nanocomposites |
| JP2004065413A (en) * | 2002-08-05 | 2004-03-04 | Terumo Corp | Balloon catheter |
-
2005
- 2005-12-07 JP JP2005353563A patent/JP2006198393A/en active Pending
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2003049795A2 (en) * | 2001-09-28 | 2003-06-19 | Boston Scientific Limited | Medical devices comprising nanocomposites |
| JP2004065413A (en) * | 2002-08-05 | 2004-03-04 | Terumo Corp | Balloon catheter |
Cited By (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US9000085B2 (en) | 2006-04-28 | 2015-04-07 | Nissin Kogyo Co., Ltd. | Carbon fiber composite resin material and method of producing the same |
| US8329293B2 (en) | 2006-04-28 | 2012-12-11 | Nissin Kogyo Co., Ltd. | Carbon fiber composite material |
| JP2008284191A (en) * | 2007-05-18 | 2008-11-27 | Olympus Corp | Adhesive for medical equipment and endoscope using the same |
| US8415420B2 (en) | 2008-04-16 | 2013-04-09 | Nissin Kogyo Co., Ltd. | Carbon nanofiber, method for production thereof, method for production of carbon fiber composite material using carbon nanofiber, and carbon fiber composite material |
| US8263698B2 (en) | 2008-04-16 | 2012-09-11 | Nissin Kogyo Co., Ltd. | Carbon nanofiber, method for production thereof, method for production of carbon fiber composite material using carbon nanofiber, and carbon fiber composite material |
| WO2009128374A1 (en) | 2008-04-16 | 2009-10-22 | 日信工業株式会社 | Carbon nanofiber, method for production thereof, method for production of carbon fiber composite material using carbon nanofiber, and carbon fiber composite material |
| JP2009279268A (en) * | 2008-05-23 | 2009-12-03 | Tokai Univ | Antithrombogenic material |
| WO2010004633A1 (en) | 2008-07-10 | 2010-01-14 | 日信工業株式会社 | Process for producing carbon nanofiber, carbon nanofiber, process for producing carbon fiber composite material from carbon nanofiber, and carbon fiber composite material |
| WO2010004634A1 (en) | 2008-07-10 | 2010-01-14 | 日信工業株式会社 | Carbon nanofiber, process for producing the same, and carbon fiber composite material |
| US8513348B2 (en) | 2008-07-10 | 2013-08-20 | Nissin Kogyo Co., Ltd. | Carbon nanofibers, method of producing carbon nanofibers, carbon fiber composite material using carbon nanofibers, and method of producing the carbon fiber composite material |
| JP2016123787A (en) * | 2015-01-07 | 2016-07-11 | 株式会社日本触媒 | Biocompatible material |
| KR101754994B1 (en) * | 2015-12-08 | 2017-07-06 | 한국생산기술연구원 | Graphene oxide/polyurethante composite, preparation method thereof and medical tube comprising the same |
| WO2020004672A1 (en) * | 2018-06-29 | 2020-01-02 | 株式会社アドバンス | Percutaneous terminal for hemodialysis and individualized hemodialysis system |
| EP3815725A4 (en) * | 2018-06-29 | 2022-07-13 | Kabushiki Kaisya Advance | Percutaneous terminal for hemodialysis and individualized hemodialysis system |
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