JP2009504330A - ｅＰＴＦＥの表面修飾及びそれを用いたインプラント - Google Patents

Abstract

プラズマ浸漬イオン注入によりｅＰＴＦＥ表面を修飾する方法は、プラズマ処理に適したチャンバ（４２）内にｅＰＴＦＥ材料を準備し、試料に連続低エネルギー・プラズマ放電（５０）を加え、短時間幅の負の高電圧パルス（５２）を印加してプラズマ放電からの高エネルギー・イオン束を形成し、ｅＰＴＦＥ材料の表面上に、表面の下の分子及び／又は物理構造を変えることなくフリーラジカルを形成して修飾ｅＰＴＦＥ表面を画定するイオンを生成する、ステップを含む。高電圧パルスを印加するステップがｅＰＴＦＥの表面をエッチング又は浸炭化するときでも、高電圧パルスを印加するステップは結節及び小繊維構造を破壊することなくｅＰＴＦＥの表面を修飾する。修飾された表面は約３０ｎｍから約５００ｎｍまでの深さを有することができる。イオンは約１０¹³イオン／ｃｍ²から約１０¹⁶イオン／ｃｍ²までの濃度又はドーズ量でｅＰＴＦＥ試料に投与される。

Description

本発明は、ｅＰＴＦＥの表面修飾及びそれを用いたインプラントに関する。より特定的には、本発明は、プラズマ浸漬イオン注入によるｅＰＴＦＥの修飾及び修飾されたｅＰＴＦＥの機能化に関する。
本願は、２００５年８月１８日出願の米国特許仮出願第６０／７０９，２５７号、及び２００５年９月１５日出願の米国特許非仮出願第１１／２２７，３７８号の利益を主張するものであり、これらの内容は引用により本明細書に組み入れられる。

腔内プロテーゼは罹病身体内腔の治療に用いられる医療用具である。種々の体内脈管における患部の修復又は治療に用いられる１つの型の腔内プロテーゼはステントである。ステントは生体適合性の材料で形成される一般的に縦材の管状用具であり、体内の種々の内腔を開き支持するのに有用である。例えば、ステントは、脈管系、尿生殖路、食道管、気管内／気管支内チューブ、及び胆管、並びに体内の種々の他の用途に用いることができる。これらの用具は脈管内に埋め込まれて、内腔の虚脱した又は部分的に閉塞した部分を開き及び／又は補強する。

ステントは一般に開いた可撓性の形態を有する。この形態は、曲がった脈管を通してステントを挿入することを可能にする。さらにこの形態は、ステントを腔内カテーテルの埋め込みのために半径方向に圧縮した状態に形づくることを可能にする。ひとたび罹病脈管に隣接して適切に配置されると、ステントは半径方向に膨張して脈管を支持し補強する。ステントの半径方向の膨張はカテーテルに取り付けたバルーンの膨張により達成することができ、或いはステントはひとたび配置されると半径方向に膨張する自動膨張型とすることができる。腔内脈管ステントとして用いられている管状構造体は、波形又はジグザグ形を有することができるらせん状に巻かれたコイルを含み、幾つかの例を挙げれば、穴あきステント、環状ステント、網組みステント及び粗い網目ワイヤ・ステントがある。超弾性材料及び形状記憶材料がステントを作るのに用いられてきた。

シャント、例えば透析用シャントを含む移植片は、もう一つの一般に知られた型の腔内プロテーゼであり、種々の体内脈管の修復、置換又はブリッジに用いられる。移植片は体液、例えば血液が中を流れることのできる内腔をもたらす。さらに、移植片はそれを通しての血液の実質的な漏れを防ぐために、一般に血液に対して不浸透性であるように構成されることが多い。移植片は、典型的には中空管状用具であり、繊維又は非繊維材料を含んだ様々な材料で形成することができる。

ステントと移植片は組み合せて、それぞれの特徴と利点を兼ね備えるステント移植片の内部人工器官にすることができる。例えば、ステントの内側及び／又は外側表面上に管状の被覆を設けてステント移植片を形成する。ステント移植片の内部人工器官には薄肉の移植片又は被覆を用いて内部人工器官の断面を最小にし、そして内部人工器官を通して流れる血流を最大にすることが好ましい。その場合には、非繊維材料、例えばポリマー・チューブ又はチューブに形成されたシートを用いることが多い。発泡ポリテトラフルオロエチレン又はｅ−ＰＴＦＥは、ステント移植片内部人口器官の移植辺部分又は被覆として用いられる、一つの普通のポリマー材料である。

ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）は、その化学的安定性、生物学的安定性及び生物学的不活性により埋め込み可能な医療用具に普通に用いられる。これはまた、高度に疎水性である。機械的に伸びた発泡形（ｅＰＴＦＥ）は、微視的には多孔質であり、ＰＴＦＥの安定性及び不活性の特性を有する。ＰＴＦＥ及びｅＰＴＦＥの疎水性、並びにＰＴＦＥ及びｅＰＴＦＥによる蛋白質の低い吸着性は、脈管の良好な機能のための好ましい特性とみなされた。しかし、埋め込まれたＰＴＦＥ又はｅＰＴＦＥ材料に関して、内膜過形成による血栓症及び吻合狭窄症を含む特定の問題が存在する。

血栓は、血液の成分、例えば血小板、フィブリン、赤血球、及び白血球などから成る固形物からの形成物である。血栓形成物は、異物に対する血液の凝固、血小板の付着、及びそれによる血小板の活性化によってもたらされる。これが生じると、移植片はその血栓物質により塞がれて、移植片の開存性が低下する。従って、小径の脈管移植片材料に対しては、これら移植片の小径が移植片の管腔表面上への血栓物質の沈着の問題を拡大する故に、より厳しい選択基準が必要となる。

例えば移植片のヘパリン被覆により、生物学的に設計されたＰＴＦＥ又はｅＰＴＦＥ表面は、血小板の付着及び脈管内膜の増殖を低減する。しかし、ヘパリンは生物学的活性の生理学的衰退、及びある場合には硫酸プロタミンによる医原性不活性化の問題を有する。

血管の内層としての内皮細胞は、血液適合性表面を与えることが知られている。しかし、ｅＰＴＦＥ自体は生体内の内皮形成を支持しない。表面上に内皮細胞の付着層を実現するための種々の試みがなされてきた。生体外で動的圧力及び流れによりシステム内に細胞を播種することが、生理学的血流のせん断応力に耐える内皮内層を得る１つの方法として説明されてきた。

ｅＰＴＦＥの、極性及び表面エネルギーに影響する表面修飾の幾つかの方法、例えば、高エネルギー・イオンによるｅＰＴＦＥの表面処理、ｅＰＴＦＥのプラズマ処理又はイオン・ビーム照射などが、成功裡に試みられてきた。例えば、アミド及びアミン基をＰＴＦＥ及びｅＰＴＦＥ材料の上に、ブチルアミンのラジオ周波数（ＲＦ）グロー放電プラズマ処理により堆積させ、次いでアミド／アミン被覆された材料の上にウシ大動脈血管内皮細胞を播種した。Ｔｓｅｎｇ他による論文「アミド及びアミン・プラズマ処理ｅＰＴＦＥ脈管移植片の、人工循環系内の内皮細胞内層に対する影響」（Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｒｅｓｅａｒｃｈ， １９９８年４２巻ページ１８８−１８９）を参照されたい。そのようなＲＦプラズマ処理は、Ｔｓｅｎｇにより報告されているように、普通は低エネルギー・レベルで行い、例えば３０オングストロームから１００オングストロームまでの厚さの薄い被覆を堆積させる。ＲＦプラズマ処理ｅＰＴＦＥに対して、非処理ｅＰＴＦＥと比べて改善された細胞付着及び増殖が報告された一方で、細胞層の長期間安定性及びプラズマ処理の長期間安定性は適切なものではなかったが、その理由は、修飾された分子がポリマーのバルク中に移動する傾向があるのでプラズマ処理は、普通、比較的短期間の効果を有するのみであるからである。ｅＰＴＦＥの表面を修飾するためにイオン・ビーム照射が用いられてきた。Ｙｏｔｏｒｉｙａｍａ他による論文「頭蓋内動脈瘤の治療のためのイオン・ビーム照射ｅＰＴＦＥ」（ＮｏＳｈｉｎｋｅｉＧｅｋａ ２００４年、３２巻、ページ４７１−４７８）、Ｔａｋａｈａｓｈｉ他による論文「イオン・ビーム照射により修飾されたｅＰＴＦＥの生体適合性」（ＮｏＳｈｉｎｋｅｉＧｅｋａ ２００４年、３２巻、ページ３３９−３４４）を参照されたい。ＹｏｔｏｒｉｙａｍａとＴａｋａｈａｓｈｉは照射ｅＰＴＦＥ表面に対する改善された細胞付着を報告している。表面は、イオン・ビーム法により１５０ｋｅＶの高イオン・エネルギー・レベルにおいて、アルゴン、ヘリウム、クリプトン及びネオンのイオンを用いて照射された。しかし、そのような高エネルギー・レベルはｅＰＴＦＥの小繊維を破壊することがＹｏｔｏｒｉｙａｍａにより報告された。

従って、当技術分野において、従来技術の欠点をもたない、細胞付着を促進するためのｅＰＴＦＥの表面修飾が必要である。特に、ｅＰＴＦＥの結節及び小繊維構造を破壊せずに、細胞付着を促進するためにｅＰＴＦＥ表面を修飾する方法が必要である。

本発明の１つの態様において、プラズマ浸漬イオン注入によりｅＰＴＦＥ表面を修飾する方法は、プラズマ処理に適したチャンバ内の試料ホルダーの上にｅＰＴＦＥ材料を準備し、試料に連続低エネルギー・プラズマ放電を加え、試料ホルダーに短時間幅の短い負の高電圧パルスを印加してプラズマ放電からの高エネルギー・イオン束を形成してｅＰＴＦＥ材料に向ける、ステップを含む。ｅＰＴＦＥ材料の表面上に、表面の下の分子及び／又は物理構造を変えることなく生成したフリーラジカルが修飾ｅＰＴＦＥ表面を画定する。ｅＰＴＦＥ材料は結節及び小繊維構造を有し、高電圧パルスを印加するステップがｅＰＴＦＥの表面をエッチング及び／又は浸炭するときでも、高電圧パルスを印加するステップは結節及び小繊維構造を破壊することなくｅＰＴＦＥの表面を修飾する。修飾表面は約３０ｎｍから約５００ｎｍまでの深さを有することができる。イオンは約１０¹³イオン／ｃｍ²から約１０¹⁶イオン／ｃｍ²の濃度又はドーズ量でｅＰＴＦＥ試料に投与することが望ましい。

連続低エネルギー・プラズマ放電を試料に加えるステップは、約１３．５６ＭＨｚ又は約２．４５ＧＨｚのラジオ周波数でプラズマ放電を生成するステップをさらに含む。これらのラジオ周波数は非限定的であり、他のラジオ周波数を適切に用いることができる。連続低エネルギー・プラズマ放電を試料に加えるステップはまた、プラズマを生成する気体源を準備するステップをさらに含むことができるが、ここで気体は、窒素、酸素、アルゴン及びそれらの組合せ、から成る群から選択される。

短時間、高電圧パルスを印加してプラズマ放電からのイオン束を形成するステップは、約−０．５ｋＶから約−４０ｋＶまでの電圧を印加するステップをさらに含むことができる。短時間、高電圧パルスを印加してプラズマ放電からのイオン束を形成するステップはまた、約−０．５ｋＶから約−２０ｋＶまでの電圧を印加するステップをさらに含むことができる。短時間、高電圧パルスを印加してプラズマ放電からのイオン束を形成するステップはまた、０．２Ｈｚから２００Ｈｚまでの周波数で電圧を印加するステップをさらに含むことができる。電圧は、約１ミリ秒から約１０ミリ秒までの間、望ましくは約５ミリ秒の間印加することができる。

本発明によるプラズマ放電を生成する出力は５０ワットから５００ワットまで変化し得る。チャンバ内の圧力は、約０．１Ｐａから約１．０Ｐａの圧力まで減圧することができる。

ｅＰＴＦＥ表面を修飾する方法は、フリーラジカルの少なくとも一部分を酸化し、フリーラジカル・サイトを、ｅＰＴＦＥに共有結合し得るスペーサ分子又は材料により機能化し、フリーラジカル・サイトを親水性アクリルアミド基により機能化し、修飾ｅＰＴＦＥ表面に親水性アクリルアミド基を共有結合させ、フリーラジカル・サイトを多糖ヒドロキシエチルスターチ基により機能化し、修飾ｅＰＴＦＥ表面に多糖ヒドロキシエチルスターチ基を共有結合させ、修飾ｅＰＴＦＥ表面に付着生物活性剤を共有結合させ、修飾ｅＰＴＦＥ表面に共有結合している親水性アクリルアミド基に付着生物活性剤を共有結合させ、修飾ｅＰＴＦＥ表面に共有結合している多糖ヒドロキシエチルスターチ基に付着生物活性剤を共有結合させるステップ、又はこれらの組合せ、のうちの１つのステップ又は複数のステップをさらに含むことができる。有用な生物活性剤には、抗血栓症剤（例えばヘパリン、ヘパリン誘導体、ヒルジン、アセチルサリチル酸、ウロキナーゼ、及びＰＰａｃｋ（デキストロフェニルアラニンプロリンアルギニンクロロメチルケトン）など）、増殖抑制剤（例えばエノキサプリン、アンギオペプチン、又は、平滑筋細胞の増殖をブロックできるモノクローナル抗体、ヒルジン、及びアセチルサリチル酸など）、抗炎症剤（例えばデキサメタゾン、プレドニゾロン、コルチコステロン、ブデソニド、エストロゲン、スルファサラジン、及びメサラミンなど）、抗腫瘍／抗増殖／抗有糸分裂剤（例えばパクリタクセル、５−フルオロウラシル、シスプラチン、ビンブラスチン、ビンクリスチン、エポチロン、エンドスタチン、アンギオスタチン及びチミジンキナーゼ抑制剤）、麻酔剤（例えばリドカイン、ブピバカイン、及びロピバカインなど）、抗凝血剤（例えばＤ−Ｐｈｅ−Ｐｒｏ−Ａｒｇクロロメチルケトン、ヘパリン、抗トロンビン化合物、血小板レセプタ拮抗薬、抗トロンビン抗体、抗血小板レセプタ抗体、アスピリン、プロスタグランジン抑制剤、血小板抑制剤およびダニ抗血小板ペプチドなど）、脈管細胞成長促進剤（例えば成長因子抑制剤、成長因子レセプタ拮抗剤、転写活性化因子、及び翻訳促進剤など）、脈管細胞成長抑制剤（例えば、成長因子抑制剤、成長因子レセプタ拮抗剤、転写抑制因子、翻訳抑制因子、複製抑制剤、阻害抗体、成長因子に対する抗体、成長因子及び細胞毒素からなる二官能性分子、抗体及び細胞毒素からなる二官能性分子など）、コレステロール降下剤、血管拡張剤、内因性血管収縮拡張機構を妨げる薬剤、接着因子（例えば、ＲＧＤ配列含有化合物、リジン、ポリＬ−リジン、内皮細胞マーカ及び／又はそれらの前駆細胞／幹細胞に対する抗体、及びエラスチンなど）、及びそれらの組合せが含まれる。

本発明の方法により修飾されたｅＰＴＦＥ試料は、埋め込み可能な医療用具であり、例えば、脈管又は非脈管用具である。有用な用具には、限定するものではないが、脈管又は非脈管移植片又はシャント、脈管又は非脈管ステント、脈管又は非脈管ステント移植片、例えばヘルニア縫合又は頭蓋手術に有用なパッチなどのパッチ、硬膜置換用材料又はシートなどが含まれる。

本発明の別の態様において、埋め込み可能な医療用具が提供される。その用具は、プラズマ浸漬イオン注入により修飾された表面、及びその修飾された表面に共有結合した多糖ヒドロキシエチルスターチ基、を有するｅＰＴＦＥを含むことができる。埋め込み可能な医療用具は、多糖ヒドロキシエチルスターチ基に結合した生物活性剤をさらに含むことができる。有用な生物活性剤には、抗血栓症剤（例えばヘパリン、ヘパリン誘導体、ヒルジン、アセチルサリチル酸、ウロキナーゼ、及びＰＰａｃｋ（デキストロフェニルアラニンプロリンアルギニンクロロメチルケトン）など）、増殖抑制剤（例えばエノキサプリン、アンギオペプチン、又は、平滑筋細胞の増殖をブロックできるモノクローナル抗体、ヒルジン、及びアセチルサリチル酸など）、抗炎症剤（例えばデキサメタゾン、プレドニゾロン、コルチコステロン、ブデソニド、エストロゲン、スルファサラジン、及びメサラミンなど）、抗腫瘍／抗増殖／抗有糸分裂剤（例えばパクリタクセル、５−フルオロウラシル、シスプラチン、ビンブラスチン、ビンクリスチン、エポチロン、エンドスタチン、アンギオスタチン及びチミジンキナーゼ抑制剤）、麻酔剤（例えばリドカイン、ブピバカイン、及びロピバカインなど）、抗凝血剤（例えばＤ−Ｐｈｅ−Ｐｒｏ−Ａｒｇクロロメチルケトン、ヘパリン、抗トロンビン化合物、血小板レセプタ拮抗薬、抗トロンビン抗体、抗血小板レセプタ抗体、アスピリン、プロスタグランジン抑制剤、血小板抑制剤及びダニ抗血小板ペプチドなど）、脈管細胞成長促進剤（例えば成長因子抑制剤、成長因子レセプタ拮抗剤、転写活性化因子、翻訳促進剤など）、脈管細胞成長抑制剤（例えば、成長因子抑制剤、成長因子レセプタ拮抗剤、転写抑制因子、翻訳抑制因子、複製抑制剤、阻害抗体、成長因子に対する抗体、成長因子及び細胞毒素からなる二官能性分子、抗体及び細胞毒素からなる二官能性分子など）、コレステロール降下剤、血管拡張剤、内因性血管収縮拡張機構を妨げる薬剤、接着因子（例えば、ＲＧＤ配列含有化合物、リジン、ポリＬ−リジン、内皮細胞マーカ及び／又はそれらの前駆細胞／幹細胞に対する抗体、及びエラスチンなど）、及びそれらの組合せが含まれる。埋め込み可能な医療用具は、脈管移植片を含む移植片、又は脈管ステント移植片を含むステント移植片とすることができる。

本発明の別の態様において、埋め込み可能な医療用具が提供されるが、その用具は、プラズマ浸漬イオン注入により修飾された表面、及びその修飾された表面に共有結合した親水性アクリルアミド基、を有するｅＰＴＦＥを含む。埋め込み可能な医療用具は、親水性アクリルアミド基に結合した生物活性剤、例えば上記の１つ又はそれ以上の薬剤、をさらに含むことができる。埋め可能な医療用具は、脈管又は非脈管移植片又はシャント、脈管又は非脈管ステント、脈管又は非脈管ステント移植片、例えばヘルニア縫合又は頭蓋手術に有用なパッチなどのパッチ、硬膜置換用材料又はシートなどとすることができる。

本発明の別の態様において、埋め込み用の表面修飾ｅＰＴＦＥの移植片は、結節及び小繊維構造を有し、その結節及び小繊維構造を破壊せずにプラズマ浸漬イオン注入により形成された浸炭表面を有し、小繊維に付着して又は小繊維に共有結合した官能基に付着して結節を実質的に覆う及び／又は充填する細胞材料を有する、ｅＰＴＦＥを含む。浸炭表面は約３０ｎｍから約５００ｎｍまでの深さを有することが望ましい。

本発明の別の態様において、表面修飾ｅＰＴＦＥは、結節及び小繊維構造を有し、その結節及び小繊維構造を破壊せずにプラズマ浸漬イオン注入により形成された浸炭表面を有し、そして、小繊維に付着する、及び／又は小繊維に共有結合した親水性アクリルアミド基及び／又は多糖ヒドロキシエチルスターチ基であることが好ましいスペーサ基に付着する種細胞及び／又は蛋白質を有する、ｅＰＴＦＥを含む。有用な、非限定的な種細胞には、上皮細胞（例えば、角化細胞、肝細胞）、神経細胞、膠細胞、星状膠細胞、有足細胞、乳房上皮細胞、島細胞、内皮細胞（例えば、大動脈、毛細血管及び静脈の細胞）、及び間葉細胞（例えば、含脂肪細胞、皮膚線維芽細胞、中皮細胞、骨芽細胞）、平滑筋細胞、横紋筋細胞、靭帯線維芽細胞、腱線維芽細胞、成熟線維芽細胞、線維芽細胞、軟骨細胞、骨細胞、幹細胞、遺伝子組換え細胞、免疫学的にマスクされた細胞、及びそれらの組合せなど、が含まれる。有用な蛋白質には、フィブロネクチン、ラミニン、ビトロネクチン、テネイシン、エンタクチン、トロンボスポンジン、エラスチン、ゼラチン、コラーゲン、フィブリリン、メロシン、アンコリン、コンドロネクチン、リンク蛋白質、骨シアロ蛋白質、オステオカルシン、オステオポンチン、エピネクチン、ヒアルロネクチン、アンデュリン、エピリグリン、カリニン、及びこれらの組合せなどが含まれる。このような材料は、細胞を播種するための骨格として、即ち生体外での生体組織工学において、有用であり得る。浸炭表面は約３０ｎｍから約５００ｎｍまでの深さを有することが望ましい。

本発明は、窒素、酸素及び／又はアルゴンのイオンのプラズマ浸漬イオン注入（ＰＩＩＩ）によるｅＰＴＦＥへのイオン注入、及びそれに続く表面の化学的機能化に向けられる。

プラズマ浸漬イオン注入は、ｅＰＴＦＥのようなポリマーの表面修飾を、高エネルギー・イオンのポリマー内への浸透、高分子の原子との衝突のカスケード、及び浸透したイオンの運動エネルギーの、ポリマー高分子の原子及び電子への移動、により変化させる。移動したエネルギーは、高分子内の化学結合を切断するのに十分に高く、放出された原子及び電子は近接した高分子との新しい衝突を起すのに十分な運動エネルギーをもって飛行する。その結果、化学結合の化学的切断、イオン化、フリーラジカルの生成、電子及び光子による高分子の励起が起こる。ポリマーのそのような激烈な構造変化の範囲は、イオン・トラックと呼ばれ、イオン・トラックの大きさは、イオン・エネルギー、イオン及びポリマーの種類に依存する。これらの反応は、ポリマーへのイオン・ビーム注入の第１段階において１０^-9秒から１０^-6秒の間に起こる。

イオン浸透後、ポリマーのトラック範囲は、非常に高濃度のフリーラジカル、高分子のイオン化及び高励起部分を有するが、これがポリマーのこの破壊された範囲に多くの化学反応を誘起する。その生成物はアモルファス炭素、芳香族凝縮構造体、安定又は部分的安定なフリーラジカル構造体である。フリーラジカルは初めの高分子からの水素切断の連鎖反応を引き起し、修飾範囲はイオンのトラックよりも著しく深くなる。本明細書で用いる「浸炭」という用語及びその変形は、ｅＰＴＦＥのようなポリマーの表面内部における、アモルファス炭素、芳香族凝縮構造体、安定又は部分的安定なフリーラジカル構造体の形成を意味する。構造変換の第２段階の持続時間は第１段階よりも遥かに長い。イオン・ビーム注入後のポリマー表面の特性は殆どこの第２段階に関係する。空気の存在下での第２の構造変換段階の間、修飾されたポリマー層のフリーラジカル反応は大気の酸素を巻き込み、安定な酸素含有基がポリマー内に出現する。ポリマー表面層におけるこれらの構造変換は、医療用具を含む種々の用途に用いることができる。浸炭表面は約３０ｎｍから約５００ｎｍまでの深さを有することが望ましく、約５０ｎｍから約１５０ｎｍまでの深さであることがより望ましく、約１００ｎｍの深さであることが好ましい。

プラズマ浸漬イオン注入において、ポリマー試料のような試料、例えばｅＰＴＦＥは、ホルダー上で連続低エネルギー・プラズマ放電内に置かれ、そして高電圧パルスが短時間印加されてプラズマ雲からのイオン束が形成される。

ポリマー表面はプラズマ処理により機能化されるが、プラズマ浸漬イオン注入とは対照的に、プラズマ処理は普通、修飾された分子がポリマーのバルク中に移動しやすいので、比較的短時間の効果のみを有する。しかし、プラズマ浸漬イオン注入により、ポリマー、例えばｅＰＴＦＥは、表面の浸炭を誘起する高エネルギー・イオンで処理される。ポリマー表面の浸炭は、この表面の再形成、即ちポリマー・バルクへの移動を防ぐ。

プラズマ浸漬イオン注入によるポリマーへのイオン注入は、ポリマー表面にダングリング・ボンド及びフリーラジカルの形成をもたらす可能性がある。このフリーラジカルは、以下の実施例において説明する本発明の方法には影響がなかったが、付着した細胞に対する毒性を有する可能性がある。この潜在的な毒性効果を低減するために、ｅＰＴＦＥを患者の体内管腔に埋め込む前にこれらの結合を飽和させることができる。本発明の１つの態様において、これらの結合は高親水性のアクリルアミドで飽和させることができる。有用なアクリルアミドは以下の構造を有する。

高親水性アクリルアミドはポリマー表面に共有結合し、ポリマー表面上の活性基との反応により、以下のようなポリアクリルアミドが形成される。

毒性物質の遊離モノマーが存在する場合には、洗い流すことができる。

アクリルアミドの代わりに、修飾多糖ヒドロキシエチルスターチ（ＨＡＥＳ）を用いてポリマー表面上のフリーラジカルを飽和させることができる。有用な修飾多糖ヒドロキシエチルスターチは、以下の構造式を有するそれらの物質を含む。

有用な修飾多糖ヒドロキシエチルスターチは、約２００の非限定的な平均分子量、及び約０．４０から約０．５５までの、望ましくは約０．５の置換率を有するものを含む。望ましくは、ＨＡＥＳは約１５０から約３００までの分子量を有し、約２００の分子量が好ましい。ＨＡＥＳは、臨床用途において、血液量減少及びショックの治療のための血漿増量剤として用いられてきた。置換基により、ＨＡＥＳは普通のスターチよりも高い水溶性及び劣化耐性を有する。溶液中ではＨＡＥＳは、凝固因子及び血小板との相互作用により凝血過程を抑制する傾向を有する。内皮細胞もまた、飲作用により遊離形を吸収し、その約５０％だけを除去する。活性化マーカの発現はこれによって変えられないが、ＨＡＥＳは多形核好中球との相互作用を直接抑制する。

本発明による、プラズマ浸漬イオン注入によりｅＰＴＦＥ表面を修飾する方法は、プラズマ処理に適したチャンバ内にｅＰＴＦＥ材料を準備し、試料に連続低エネルギー・プラズマ放電を加え、短時間に高電圧パルスを印加してプラズマ放電からの高エネルギー・イオン束を形成し、ｅＰＴＦＥ材料の表面上に、表面の下の分子及び／又は物理構造を変えることなくフリーラジカルを形成して修飾ｅＰＴＦＥ表面を画定するイオンを生成する、ステップを含む。高電圧パルスを印加するステップは、ｅＰＴＦＥの結節及び小繊維構造を破壊せずにｅＰＴＦＥの表面を修飾するように制御する。電圧パルスのエネルギー及び周波数もまた、結節及び小繊維構造を破壊せずにｅＰＴＦＥの表面をエッチング及び／又は浸炭化するように制御する。連続低エネルギー・プラズマ放電は、約１３．５６ＭＨｚ又は約２．４５ＧＨｚのラジオ周波数でプラズマ放電を生成することによりもたらされる。これらのラジオ周波数は非限定的であり、他のラジオ周波数を適切に用いることができる。プラズマを生成する気体源は、窒素、酸素，アルゴン及びそれらの組合せを含むことができる。分子の被覆をｅＰＴＦＥ表面上に堆積させるだけの従来技術の方法に比較して、本発明の方法においては、これらの気体のイオンをｅＰＴＦＥの表面を浸炭化するために用いることが望ましい。

約−０．５ｋＶから約−４０ｋＶまでの短時間高電圧パルスを試料又は試料ホルダーに印加してプラズマからのイオンを試料に向けて加速する。約−０．５ｋＶから約−３０ｋＶまでの電圧、約−０．５ｋＶから約−２０ｋＶまでの電圧、約−５ｋＶから約−４０ｋＶまでの電圧、約−１０ｋＶから約−３０ｋＶまでの電圧、及び約−２０ｋＶから約−３０ｋＶまでの電圧、もまた有用である。電圧は、約０．２Ｈｚから約２００Ｈｚまでの周波数で印加することができる。電圧はまた、約１マイクロ秒から約１０マイクロ秒までの時間、望ましくは約５マイクロ秒間、印加することができる。

プラズマ放電を生成する出力は、約５０ワットから約５００ワットまで、望ましくは約５０ワットから約４００ワットまでであった。プラズマ浸漬イオン注入により、チャンバは、非限定的であるが、約０．１Ｐａから約１．０Ｐａまでの減圧力において作動する。イオンは、約１０¹³イオン／ｃｍ²から約１０¹⁶イオン／ｃｍ²までのドーズ量でｅＰＴＦＥ表面に投与することが望ましい。
この方法はｅＰＴＦＥ表面を浸炭化する。ｅＰＴＦＥ表面の浸炭化後、ｅＰＴＦＥ上のフリーラジカル又はｅＰＴＦＥ表面上のフリーラジカルの一部分は、ｅＰＴＦＥ材料を酸化環境、例えば空気に曝して酸化することが望ましい。

フリーラジカル・サイト又は酸化されたフリーラジカル・サイトはスペーサ分子又は材料により機能化することができる。従来技術の被覆法とは異なり、スペーサ分子又は材料はｅＰＴＦＥに共有結合する。有用な、しかし非源的な、スペーサ分子又は材料は、上記の親水性アクリルアミド基、多糖ヒドロキシエチルスターチ基及びそれらの組合せを含む。

さらに、生物活性剤を修飾ｅＰＴＦＥ表面に、又はスペーサ分子、即ち、親水性アクリルアミド基、多糖ヒドロキシエチルスターチ基及びそれらの組合せに、共有結合させることができる。有用な、しかし非限定的な、生物活性剤には、抗血栓症剤（例えばヘパリン、ヘパリン誘導体、ヒルジン、アセチルサリチル酸、ウロキナーゼ、及びＰＰａｃｋ（デキストロフェニルアラニンプロリンアルギニンクロロメチルケトン）など）、増殖抑制剤（例えばエノキサプリン、アンギオペプチン、又は、平滑筋細胞の増殖をブロックできるモノクローナル抗体、ヒルジン、及びアセチルサリチル酸など）、抗炎症剤（例えばデキサメタゾン、プレドニゾロン、コルチコステロン、ブデソニド、エストロゲン、スルファサラジン、及びメサラミンなど）、抗腫瘍／抗増殖／抗有糸分裂剤（例えばパクリタクセル、５−フルオロウラシル、シスプラチン、ビンブラスチン、ビンクリスチン、エポチロン、エンドスタチン、アンギオスタチン及びチミジンキナーゼ抑制剤）、麻酔剤（例えばリドカイン、ブピバカイン、及びロピバカインなど）、抗凝血剤（例えばＤ−Ｐｈｅ−Ｐｒｏ−Ａｒｇクロロメチルケトン、ヘパリン、抗トロンビン化合物、血小板レセプタ拮抗薬、抗トロンビン抗体、抗血小板レセプタ抗体、アスピリン、プロスタグランジン抑制剤、血小板抑制剤およびダニ抗血小板ペプチドなど）、脈管細胞成長促進剤（例えば成長因子抑制剤、成長因子レセプタ拮抗剤、転写活性化因子、及び翻訳促進剤など）、脈管細胞成長抑制剤（例えば、成長因子抑制剤、成長因子レセプタ拮抗剤、転写抑制因子、翻訳抑制因子、複製抑制剤、阻害抗体、成長因子に対する抗体、成長因子及び細胞毒素からなる二官能性分子、抗体及び細胞毒素からなる二官能性分子など）、コレステロール降下剤、血管拡張剤、内因性血管収縮拡張機構を妨げる薬剤、接着因子（例えば、ＲＧＤ配列含有化合物、リジン、ポリＬ−リジン、内皮細胞マーカ及び／又はそれらの前駆細胞／幹細胞に対する抗体、及びエラスチンなど）、及びそれらの組合せが含まれる。

本発明の修飾及び／又は機能化ｅＰＴＦＥ材料１２は、例えば、図１に示す脈管移植片など、埋め込み可能な医療用具として有用である。移植片１０はｅＰＴＦＥ又はＰＴＦＥを含有する移植片である。図１に示すように、移植片１０は、両端１４、１６が開いた中空管状構造体である。しかし、本発明は単一の管腔管状移植片に限定されない。例えば、本発明の移植片は、例えば二又の移植片のように枝を有するか、或いは、例えば口広の又は変化する直径の壁部分など、様々な形状にすることができる。

図２に示すように、本発明の機能化ｅＰＴＦＥ材料２２は、例えばステント移植片２０などの埋め込み可能な医療用具として有用である。ステント移植片２０は、ステント２８を被覆するか又はその上に配置された移植片の形態とすることができる機能化ｅＰＴＦＥ材料２２を含む。典型的には、ステント移植片２０は、両端２４、２６が開いた中空管状用具である。ステント２８は、長い部材３０、例えば、中空環状構造体に成形されたワイヤ・ストランドを含む。

長いストランド又はワイヤ３０はニチノール、ステンレス鋼、Ｅｌｇｉｌｏｙのようなコバルト・ベースの合金、白金、金、チタン、タンタル、ニオブ、ポリマー材料及びそれらの組合せから作ることが望ましい。有用な非限定的なポリマー・ステント材料の例には、ポリ（Ｌ−ラクチド）（ＰＬＬＡ）、ポリ（Ｄ、Ｌ−ラクチド）（ＰＬＡ）、ポリ（グリコリド）（ＰＧＡ）、ポリ（Ｌ−ラクチド−ｃｏ−Ｄ、Ｌ−ラクチド）（ＰＬＬＡ／ＰＬＡ）、ポリ（Ｌ−ラクチド−ｃｏ−グリコリド）（ＰＬＬＡ／ＰＧＡ）、ポリ（Ｄ、Ｌ−ラクチド−ｃｏ−グリコリド）（ＰＬＡ／ＰＧＡ）、ポリ（グリコリド−ｃｏ−トリメチレンカーボネート）（ＰＧＡ／ＰＴＭＣ）、ポリジオキサノン（ＰＤＳ）、ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）、ポリヒドロキシブチレート（ＰＨＢＴ）、ポリ（ホスファゼン）ポリ（Ｄ、Ｌ−ラクチド−ｃｏ−カプロラクトン）（ＰＬＡ／ＰＣＬ）、ポリ（グリコリド−ｃｏ−カプロラクトン）（ＰＧＡ／ＰＣＬ）、ポリ（燐酸エステル）などが含まれる。ポリマー材料から作られるワイヤはまた、放射線不透過材料、例えば、ポリマー材料に組み込むことができる、金属ベースの粉末、微粒子又はペーストを含むことができる。例えば、放射線不透過材料は、ポリマー・ワイヤを形成し次いで本明細書で説明するステントに成形するポリマー組成物と混和させることができる。或いは、放射線不透過材料は、金属又はポリマー・ステントの表面に塗布することができる。何れの実施形態においても、数例を挙げれば、ビスマス、バリウム及び硫酸バリウムなどの塩、タンタル、タングステン、金、白金及びチタンを限定なしに含む、種々の放射線不透過材料並びにそれらの塩及び誘導物を用いることができる。付加的な放射線不透過材料は、引用によりその全体が本明細書に組み入れられる米国特許第６，６２６，９３６号に見出すことができる。放射線不透過材料として有用な金属錯体もまた考慮されている。ステントは、所望の最終製品又は用途に応じて、ワイヤに沿った所望の範囲を選択的に放射線不透過にするか、又は全体を放射線不透過にすることができる。さらに、ワイヤ３０は、タンタル、金、白金、イリジウム又はそれらの組合せの内部コア、及び外側部材又はニチノール層を有し、改善された放射線容量又は可視度の複合ワイヤを与える。内部コアは白金であり、外側層はニチノールであることが望ましい。白金の内部コアは全断面積の百分率でワイヤの少なくとも約１０％になることがより望ましい。さらに、マルテンサイト又はオーステナイト相においてニチノールを加熱、成形及び冷却することによる形状記憶の処理を施されていないニチノールもまた外側層として有用である。このような複合ワイヤのさらなる詳細は、引用によりその内容が本明細書に組み入れられる米国特許出願公開公報第２００２／００３５３９６Ａ１号の中に見出すことができる。

種々のステントの型及びステント構築物を本発明においてステント２０として用いることができる。種々のステントの中で有用なのは、限定なしに、自己膨張ステント及びバルーン膨張可能なステントである。ステントは半径方向に収縮可能であり、この意味で、最も適切には、半径方向に膨張可能又は変形可能と記述することができる。自己膨張ステントは、ステントを半径方向に膨張させるスプリング様の作用を有するもの、或いは、特定の温度において特定の形態に対するステント材料の記憶特性により膨張するステントを含む。ニチノールは、スプリング様モード、及び温度に基づくメモリ・モードの両方において良好に機能することのできる１つの材料である。ポリマー・ステントと同様に、ステンレス鋼、白金、金、チタン及び他の生体適合性金属など他の材料も勿論考慮されている。ステントの形態はまた、ホストの形状から選択することもできる。例えば、ワイヤ・ステントは、ワイヤ内で波型又はジグザグ型を有し又は有さずに、連続的なラセン型パターンに固定されて半径方向に変形可能なステントを形成することができる。個々のリング又は円形部材は、突っ張り、縫合、溶着又は織編などにより結合して、或いはリングを型締めして管状ステントを形成することができる。本発明において有用な管状ステントはまた、チューブからパターンをエッチング又は切り出すことにより形成されるものを含む。そのようなステントは溝付けされたステントと呼ばれることが多い。さらに、ステントは、材料又は金型にパターンをエッチングし、そのパターン内にステント材料を化学気相堆積などで堆積させることによって形成することができる。種々のステントの形態の例は、引用によりそれら全ての内容が本明細書に組み入れられる、Ｄｏｔｔｅｒに付与された米国特許第４，５０３，５６９号、Ｐａｌｍａｚに付与された米国特許第４，７３３，６６５号、Ｈｉｌｌｓｔｅａｄに付与された米国特許第４，８５６，５６１号、Ｇｉａｎｔｕｒｃｏに付与された米国特許第４，５８０，５６８号、Ｗａｌｌｓｔｅｒｎに付与された米国特許第４，７３２，１５２号、Ｗｉｋｔｏｒに付与された米国特許第４，８８６，０６２号、Ｔｈｏｍｐｓｏｎに付与された米国特許第５，８７６，４４８号に示されている。

ＰＴＦＥ又はｅＰＴＦＥ試料などの試料の浸漬イオン注入のためのシステム４０を図３に示す。システム４０は、図のように相互接続した、チャンバ４２、ラジオ周波数アンテナ４４、高電圧電極４６、試料ホルダー４８、プラズマ発生器５０、高電圧発生器５２、ターボ分子ポンプ５４及び真空ポンプ５６を含む。試料（図示せず）は試料ホルダーの上に置くか又は固定することができる。ターボ分子ポンプ５４及び真空ポンプ５６はチャンバ内の圧力及び気体の流れを制御するのに有用である。プラズマ発生器５０及びラジオ周波数アンテナ４４は連続低プラズマ放電（図示せず）を生成するのに有用である。高電圧電極４６及び高電圧発生器５２は、短時間の高電圧パルスを発生し印加してプラズマ放電からの高エネルギー・イオン束を形成して、試料の表面上にフリーラジカルを形成することができるイオン、即ち高エネルギー・イオンを生成するのに有用である。

本発明の１つの態様において、ｅＰＴＦＥ表面をプラズマ浸漬イオン注入により修飾する方法は、プラズマ処理に適したチャンバ内にｅＰＴＦＥ材料を準備し、試料に連続低エネルギー・プラズマ放電を加え、短時間、高電圧パルスを印加してプラズマ放電からの高エネルギー・イオン束を形成し、ｅＰＴＦＥ材料の表面上に、表面の下の分子及び／又は物理構造を変えることなくフリーラジカルを形成して修飾ｅＰＴＦＥ表面を画定するイオンを生成する、ステップを含む。ｅＰＴＦＥ材料は結節及び小繊維構造を有し、高電圧パルスを印加するステップがｅＰＴＦＥの表面をエッチング又は浸炭化するときでも、高電圧パルスを印加するステップは結節及び小繊維構造を破壊することなくｅＰＴＦＥの表面を修飾する。修飾された表面は約３０ｎｍから約５００ｎｍまでの深さを有することができる。イオンは約１０¹³イオン／ｃｍ²から約１０¹⁶イオン／ｃｍ²までの濃度又はドーズ量でｅＰＴＦＥ試料に投与することが望ましい。

連続低エネルギー・プラズマ放電を試料に加えるステップは、約１３．５６ＭＨｚ又は約２．４５ＧＨｚのラジオ周波数でプラズマ放電を生成するステップをさらに含む。これらの有用なラジオ周波数は非限定的であり、他のラジオ周波数を適切に用いることができる。連続低エネルギー・プラズマ放電を試料に加えるステップは、プラズマを生成する気体源を準備するステップをさらに含むことができ、その気体は、窒素、酸素、アルゴン及びそれらの組合せから成る群から選択される。

短時間、高電圧パルスを印加してプラズマ放電からのイオン束を形成するステップは、約−０．５ｋＶから約−４０ｋＶまでの電圧を印加するステップをさらに含むことができる。短時間、高電圧パルスを印加してプラズマ放電からのイオン束を形成するステップはまた、約−０．５ｋＶから約−２０ｋＶまでの電圧を印加するステップをさらに含むことができる。短時間、高電圧パルスを印加してプラズマ放電からのイオン束を形成するステップはまた、０．２Ｈｚから２００Ｈｚまでの周波数で電圧を印加するステップをさらに含むことができる。電圧は、約１ミリ秒から約１０ミリ秒までの時間、望ましくは約５ミリ秒間、印加することができる。

本発明によるプラズマ放電を生成する出力は５０ワットから５００ワットまで変化し得る。チャンバ内の圧力は、約０．１Ｐａから約１．０Ｐａの圧力まで減圧することができる。

ｅＰＴＦＥ表面を修飾する方法は、フリーラジカルの少なくとも一部分を酸化し、フリーラジカル・サイトを、ｅＰＴＦＥに共有結合したスペーサ分子又は材料により機能化し、フリーラジカル・サイトを親水性アクリルアミド基により機能化し、修飾ｅＰＴＦＥ表面に親水性アクリルアミド基を共有結合させ、フリーラジカル・サイトを多糖ヒドロキシエチルスターチ基により機能化し、修飾ｅＰＴＦＥ表面に多糖ヒドロキシエチルスターチ基を共有結合させ、修飾ｅＰＴＦＥ表面に付着生物活性剤を共有結合させ、修飾ｅＰＴＦＥ表面に共有結合している親水性アクリルアミド基に付着生物活性剤を共有結合させ、修飾ｅＰＴＦＥ表面に共有結合している多糖ヒドロキシエチルスターチ基に付着生物活性剤を共有結合させるステップ、又はこれらの組合せ、のうちの１つのステップ又は複数のステップをさらに含むことができる。有用な生物活性剤には、抗血栓症剤（例えばヘパリン、ヘパリン誘導体、ヒルジン、アセチルサリチル酸、ウロキナーゼ、及びＰＰａｃｋ（デキストロフェニルアラニンプロリンアルギニンクロロメチルケトン）など）、増殖抑制剤（例えばエノキサプリン、アンギオペプチン、又は、平滑筋細胞の増殖をブロックできるモノクローナル抗体、ヒルジン、及びアセチルサリチル酸など）、抗炎症剤（例えばデキサメタゾン、プレドニゾロン、コルチコステロン、ブデソニド、エストロゲン、スルファサラジン、及びメサラミンなど）、抗腫瘍／抗増殖／抗有糸分裂剤（例えばパクリタクセル、５−フルオロウラシル、シスプラチン、ビンブラスチン、ビンクリスチン、エポチロン、エンドスタチン、アンギオスタチン及びチミジンキナーゼ抑制剤）、麻酔剤（例えばリドカイン、ブピバカイン、及びロピバカインなど）、抗凝血剤（例えばＤ−Ｐｈｅ−Ｐｒｏ−Ａｒｇクロロメチルケトン、ヘパリン、抗トロンビン化合物、血小板レセプタ拮抗薬、抗トロンビン抗体、抗血小板レセプタ抗体、アスピリン、プロスタグランジン抑制剤、血小板抑制剤およびダニ抗血小板ペプチドなど）、脈管細胞成長促進剤（例えば成長因子抑制剤、成長因子レセプタ拮抗剤、転写活性化因子、及び翻訳促進剤など）、脈管細胞成長抑制剤（例えば、成長因子抑制剤、成長因子レセプタ拮抗剤、転写抑制因子、翻訳抑制因子、複製抑制剤、阻害抗体、成長因子に対する抗体、成長因子及び細胞毒素からなる二官能性分子、抗体及び細胞毒素からなる二官能性分子など）、コレステロール降下剤、血管拡張剤、内因性血管収縮拡張機構を妨げる薬剤、接着因子（例えば、ＲＧＤ配列含有化合物、リジン、ポリＬ−リジン、内皮細胞マーカ及び／又はそれらの前駆細胞／幹細胞に対する抗体、及びエラスチンなど）、及びそれらの組合せが含まれる。

本発明の方法により修飾されたｅＰＴＦＥ試料は、埋め込み可能な医療用具であり、例えば、脈管又は非脈管移植片又はシャント、脈管又は非脈管移植片又はステント、脈管又は非脈管ステント、脈管又は非脈管ステント移植片、例えばヘルニア縫合又は頭蓋手術に有用なパッチなどのパッチ、硬膜置換用材料又はシートなどとすることができる。

本発明の別の態様において、埋め込み可能な医療用具が提供される。その用具は、プラズマ浸漬イオン注入により修飾された表面、及びその修飾された表面に共有結合した多糖ヒドロキシエチルスターチ基、を有するｅＰＴＦＥを含む。埋め込み可能な医療用具は、多糖ヒドロキシエチルスターチ基に結合した生物活性剤をさらに含むことができる。有用な、しかし非限定的な、生物活性剤には、抗血栓症剤（例えばヘパリン、ヘパリン誘導体、ヒルジン、アセチルサリチル酸、ウロキナーゼ、及びＰＰａｃｋ（デキストロフェニルアラニンプロリンアルギニンクロロメチルケトン）など）、増殖抑制剤（例えばエノキサプリン、アンギオペプチン、又は、平滑筋細胞の増殖をブロックできるモノクローナル抗体、ヒルジン、及びアセチルサリチル酸など）、抗炎症剤（例えばデキサメタゾン、プレドニゾロン、コルチコステロン、ブデソニド、エストロゲン、スルファサラジン、及びメサラミンなど）、抗腫瘍／抗増殖／抗有糸分裂剤（例えばパクリタクセル、５−フルオロウラシル、シスプラチン、ビンブラスチン、ビンクリスチン、エポチロン、エンドスタチン、アンギオスタチン及びチミジンキナーゼ抑制剤）、麻酔剤（例えばリドカイン、ブピバカイン、及びロピバカインなど）、抗凝血剤（例えばＤ−Ｐｈｅ−Ｐｒｏ−Ａｒｇクロロメチルケトン、ヘパリン、抗トロンビン化合物、血小板レセプタ拮抗薬、抗トロンビン抗体、抗血小板レセプタ抗体、アスピリン、プロスタグランジン抑制剤、血小板抑制剤及びダニ抗血小板ペプチドなど）、脈管細胞成長促進剤（例えば成長因子抑制剤、成長因子レセプタ拮抗剤、転写活性化因子、翻訳促進剤など）、脈管細胞成長抑制剤（例えば、成長因子抑制剤、成長因子レセプタ拮抗剤、転写抑制因子、翻訳抑制因子、複製抑制剤、阻害抗体、成長因子に対する抗体、成長因子及び細胞毒素からなる二官能性分子、抗体及び細胞毒素からなる二官能性分子など）、コレステロール降下剤、血管拡張剤、内因性血管収縮拡張機構を妨げる薬剤、接着因子（例えば、ＲＧＤ配列含有化合物、リジン、ポリＬ−リジン、内皮細胞マーカ及び／又はそれらの前駆細胞／幹細胞に対する抗体、及びエラスチンなど）、及びそれらの組合せが含まれる。埋め込み可能な医療用具は、脈管移植片を含む移植片、又は脈管ステント移植片を含むステント移植片とすることができる。

本発明の別の態様において、埋め込み可能な医療用具が提供されるが、その用具は、プラズマ浸漬イオン注入により修飾された表面、及びその修飾された表面に共有結合した親水性アクリルアミド基、を有するｅＰＴＦＥを含む。埋め込み可能な医療用具は、親水性アクリルアミド基に結合した生物活性剤、例えば上記の１つ又はそれ以上の薬剤をさらに含むことができる。埋め可能な医療用具は、脈管又は非脈管の移植片又はシャント、脈管又は非脈管ステント、脈管又は非脈管ステント移植片、例えばヘルニア縫合又は頭蓋手術に有用なパッチなどのパッチ、硬膜置換用材料又はシートなどとすることができる。

本発明の別の態様において、埋め込み用の表面修飾ｅＰＴＦＥの移植片は、結節及び小繊維構造を有し、その結節及び小繊維構造を破壊せずにプラズマ浸漬イオン注入により形成された浸炭表面を有し、小繊維に付着して又は小繊維に共有結合した官能基に付着して結節を実質的に覆う及び／又は充填する細胞材料を有する、ｅＰＴＦＥを含む。浸炭表面は約３０ｎｍから約５００ｎｍまでの深さを有することが望ましい。

本発明の別の態様において、表面修飾ｅＰＴＦＥは、結節及び小繊維構造を有し、その結節及び小繊維構造を破壊せずにプラズマ浸漬イオン注入により形成された浸炭表面を有し、そして、小繊維に付着する、及び／又は小繊維に共有結合した親水性アクリルアミド基及び／又は多糖ヒドロキシエチルスターチ基であることが好ましいスペーサ基に付着する種細胞及び／又は蛋白質を有する、ｅＰＴＦＥを含む。有用な、しかし非限定的な種細胞には、上皮細胞（例えば、角化細胞、肝細胞）、神経細胞、膠細胞、星状膠細胞、有足細胞、乳房上皮細胞、島細胞、内皮細胞（例えば、大動脈、毛細血管及び静脈の細胞）、及び間葉細胞（例えば、含脂肪細胞、皮膚線維芽細胞、中皮細胞、骨芽細胞）、平滑筋細胞、横紋筋細胞、靭帯線維芽細胞、腱線維芽細胞、成熟線維芽細胞、線維芽細胞、軟骨細胞、骨細胞、幹細胞、遺伝子組換え細胞、免疫学的にマスクされた細胞、及びそれらの組合せなどが含まれる。有用な蛋白質には、フィブロネクチン、ラミニン、ビトロネクチン、テネイシン、エンタクチン、トロンボスポンジン、エラスチン、ゼラチン、コラーゲン、フィブリリン、メロシン、アンコリン、コンドロネクチン、リンク蛋白質、骨シアロ蛋白質、オステオカルシン、オステオポンチン、エピネクチン、ヒアルロネクチン、アンデュリン、エピリグリン、カリニン、及びこれらの組合せなどが含まれる。このような材料は、細胞を播種するための骨格として、即ち生体外の生体組織工学において、有用であり得る。浸炭表面は約３０ｎｍから約５００ｎｍまでの深さを有することが望ましい。

以下の非限定的な実施例は、本発明をさらに説明するためのものである。

種々のエネルギー及び処理の種々の実施法による窒素、酸素及びアルゴンのイオンのプラズマ浸漬イオン注入を用いて、ｅＰＴＦＥのシート、ＰＴＦＥ薄膜及び低密度ポリエチレン（ＬＤＰＥ）膜の修飾を行った。ＰＴＦＥ及びＬＤＰＥ試料を、分析を支持するための付随試料として用いた。

材料及び方法
材料
Ｂｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ ＳＣＩＭＩＤから供給されたｅＰＴＦＥを用いて、プラズマ浸漬イオン注入処理、構造解析及び細胞培養実験を行った。２０μｍのＰＴＦＥ膜及び５０μｍのＬＤＰＥ膜を用いて、プラズマ浸漬イオン注入処理及び構造解析を行った。ＰＴＦＥ及びＬＤＰＥ膜はプラズマ浸漬イオン注入の前にアルコールで洗浄した。ｅＰＴＦＥ試料はプラズマ浸漬イオン注入の前にアルコールで洗浄しなかったが、試料の表面は梱包を除去した後触れなかった。

プラズマ浸漬イオン注入
殆どの修飾は、ドイツ、ドレスデン所在のＦｏｒｓｃｈｕｎｇｓｚｅｎｔｒｕｍ Ｒｏｓｓｅｎｄｏｒｆ（ＦＺＲ）の装置を用いて行った。残留空気の圧力は１０^-3Ｐａであり、放電時の作業圧力は１０^-1Ｐａであった。プラズマ放電には窒素、酸素及びアルゴン気体を用いた。プラズマは１３．５６ＭＨｚのラジオ周波数発生器により生成した。プラズマ出力は５０−４００Ｗの範囲に調節した。プラズマ開始後、０．５−１分後の安定プラズマ放電時に、高電圧パルスを試料ホルダーに印加した。高電圧パルスは５μｓの時間幅を有し、２０ｋＶ、１０ｋＶ、１ｋＶ及び０．５ｋＶのピーク電圧を用いた。０．２Ｈｚから２００Ｈｚまでのパルスの繰返し周波数を用いた。プラズマ浸漬イオン注入処理の間、パルス周波数を調節して温度を制御した。プラズマ浸漬イオン注入処理は、ｅＰＴＦＥ、ＰＴＦＥ及びＬＤＰＥ試料に対して１０¹³イオン／ｃｍ²から１０¹⁶イオン／ｃｍ²までのドーズ量で行った。
付加的に、幾つかの試料をライプチッヒ所在のＩｎｓｔｉｔｕｔｅ ｏｆ Ｓｕｒｆａｃｅ Ｍｏｄｉｆｉｃａｔｉｏｎにおいて処理した。この場合は、２０ｋｅＶのエネルギーで窒素イオンだけを用いた。処理のドーズ量は１０¹³、１０¹⁴、１０¹⁵及び１０¹⁶ｃｍ^-2であった。
プラズマ浸漬イオン注入処理のドーズ量は、ラングミュア・プローブによるプラズマ密度の直接測定により、及びＬＤＰＥの付随試料のフフーリエ変換赤外（ＦＴＩＲ）スペクトルを周知の以前のデータと比較することにより、計算した。ラングミュア・プローブによりプラズマ密度の安定度を決定し、ドーズ処理量の平均値からの偏差は１０％と見積った。例えば、窒素プラズマ放電のプラズマ密度の、作業気体の圧力及びプラズマ出力に依存した挙動は図４Ａ及び図４Ｂに示す。プラズマ密度はチャンバ圧力及びプラズマ生成に用いた出力の関数である。プラズマ密度はこれら変数の両方の増加に伴って増加する。
ｅＰＴＦＥ、ＰＴＦＥ及びＬＤＰＥの処理に用いたプラズマ浸漬イオン注入実施法の一覧を表１に示す。

化学的後処理
修飾試料を、アクリルアミドの１０％水溶液、修飾多糖ヒドロキシエチルスターチの１０％水溶液（ＨＡＥＳ無菌１０％、Ｆｒｅｓｅｎｉｕｓ ＡＧ）により処理した。後処理は、プラズマ浸漬イオン注入の直後、及び２０日後、並びに、促進経時劣化処置後の異なる時間に行った。試料は室温において２時間、溶液中に完全に浸した。後処理の後、試料は脱イオン水で洗浄し空気乾燥した。これらの試料の濡れ角度測定は、ポリマー表面上の残留水の影響を除外するために翌日に行った。
ＦＴＩＲ ＡＴＲスペクトル
ＦＴＩＲ ＡＴＲスペクトルは、Ｇｅ・ＡＴＲ結晶及びＫＲＳ−６・ＡＴＲ結晶を取り付けたＮｉｃｏｌｅｔ Ｍａｇｎａ分光器により記録した。スキャン回数は１００、スペクトル分解能は２ｃｍ^-1であった。
接触角測定
接触角の測定は、液滴法を用いて、Ｋｒｕｅｓｓ液滴形状計測器上の水及びＣＨ₂Ｉ₂の液滴により行った。濡れ角度はビデオ画像の液滴構造を再計算して基線に対する正接を計算することにより決定した。

修飾ｅＰＴＦＥの促進経時劣化
プラズマ浸漬イオン注入後の修飾ｅＰＴＦＥ及びＰＴＦＥ試料の経時劣化過程を促進するために温度処理を用いた。熱箱により乾燥空気中で１２０℃の温度を与えた。この温度が経時劣化試験のために選択されたのは、３５０−４００℃に至るまでのＰＴＦＥの高安定性、表面層破壊の酸素含有生成物がこの温度で安定であるがより高温では安定でないこと、及びこの温度におけるフリーラジカルの高い消滅速度、のためである。さらに、加熱滅菌による臨床的滅菌もまたこの温度で実行した。
ポリマーの経時劣化過程は非常に複雑であり、経時劣化過程のエネルギー・パラメータの正確な計算は不可能である。経時劣化時間の見積りは、化学反応速度の温度依存性に関するＶａｎ・Ｈｏｆｆの法則に従って行った。１０°Ｋの温度増加により反応速度は２倍になる。室温より１００°Ｋ高い温度に対しては、経時劣化は１０００倍促進され、４５分が１ヶ月に相当する。

細胞培養
最適の処理実施法を選択するために、３段階法を選んだ。
単一の実施法による短期間の細胞機能について、処理ｅＰＹＦＥ上と非処理ｅＰＴＦＥを比較した。これは、イオン注入による可能的な毒性副生成物に関する幾つかの重要なヒントを与える。
３通りのイオン注入実施法及び２通りの機能化方法の配列のスクリーニングを行った。

幾つかの選択されたパラメータの組みに関する試料のさらに進んだ研究
ステップ（１）
ｅＰＴＦＥの円板をＭｉｎｕｓｈｅｅｔｓ（Ｍｉｎｕｃｅｌｌｓ ａｎｄ Ｍｉｎｕｔｉｓｓｕｅ，Ｂａｄ Ａｂｂａｃｈ）内に取り付けて１２０℃においてスチーム滅菌した。ウシ大動脈血管内皮細胞株ＧＭ７３７３（Ｃｏｒｉｅｌｌ）を実験に用いた。２００μＬの培地（１０％ＦＢＳ，１ｘＭＥＭビタミン、２ｍＭのＮ−アセチルＬ−アラニルＬ−グルタミン、１ｘアミノ酸を補給したＭＥＭ−Ｅａｒｅ）内の４×１０⁴個の細胞を試料（面積０．５８ｃｍ²）の上に直接播種した。それらを標準的な細胞培養条件において２時間付着させ、次いで培地を試料ごとに１ｍＬまで充填した。
播種の１７時間後に、各１つの試料の細胞を、ＰＢＳ中の０．２％パラホルムアルデヒド内に固定し、ファロイジンＴＲＩＴＣ及びＤＡＰＩで染色して細胞骨格（赤色）及び細胞核（緑色）の重合アクチンとした。画像は蛍光顕微鏡によって取りディジタル的に重ね合わせた。
他の細胞培養の試料は、播種の１７時間後に、１０％ＦＢＳ、１０％Ａｌａｍａｒ Ｂｌｕｅ（登録商標）を補給した、フェノールレッドなしのＭＥＭ Ｅａｒｌｅ ５００μＬ内に置いた。培地の吸光度を４．５時間後にλ＝５７０ｎｍ及び６００ｎｍにおいて、細胞なしのブランク培地に対して測定した。（Ｅ_blank,600nm−Ｅ_cells,600nm）＋（Ｅ_cells,570nm−Ｅ_blank,570nm）の値は細胞活性度の尺度となる。これは、規定された細胞数の活性度で較正した。試料上の活性細胞の数をそれらの代謝当量から決定した。

さらに毒性を、ＤＩＮ ＥＮ ＩＳＯ １０９９３−５：１９９９に類似したＭＥＭ溶出試験により試験した。プラズマ浸漬イオン注入処理したｅＰＴＦＥ（１０¹⁶Ｎ_x ⁺ｃｍ^-2）の抽出物の巨視的に２５ｃｍ²の処理表面を１２０℃で２０分間スチーム滅菌し、ポリプロピレン製バイアル瓶内の５ｍＬ細胞培養培地（補給物を有するＭＥＭ Ｅａｒｌｅ）に３７℃で４６時間浸し、滅菌条件下で繰返し混合させた。対照として、等量の非処理ｅＰＴＦＥの抽出物及び培地を空のバイアル瓶にとった。陽性対照は培地中にＣｕＣｌ₂（１ｍＭ、２５０μＭ、６２．５μＭ、及び１５．５μＭ）を有する培地とした。

抽出物１ｍＬを、２ｃｍ²の各々のＧＭ７３７３の融合性細胞層に加えた。さらに、新鮮な培地による抽出物の１：２、１：４、及び１：８の希釈物を試験した。細胞は、標準的な細胞培養条件下に３日間保持し、日々の形態変化を視察した。３日目に細胞層をＰＢＳで一度洗浄し、代謝活性度を上記の発色基質Ａｌａｍａｒ Ｂｌｕｅ（登録商標）により検査した。試験は抽出物で２回、対照で１回行った

ステップ（２）
表２の試料を用いた。細胞はステップ（１）で記述したように播種した。Ａｌａｍａｒ Ｂｌｕｅ（登録商標）検査は、１日目、３日目及び５日目に行った。実験は２回繰返して行った。

（１）Ｔｈｅｒｍａｎｏｘ（登録商標）（Ｎｕｎｃ，Ｗｉｅｓｂａｄｅｎ）は細胞培養用途のために処理されたポリエチレンテレフタラートである。

ステップ（３）
さらなる研究のために、細胞培養処理Ｔｈｅｒｍａｎｏｘ（登録商標）の他に試料１ｅ１６、１ｅ１６ＡＡ、１ｅ１６ＨＡＥＳ、及び１ｅ１４ＨＡＥＳを選択し、非処理ｅＰＴＦＥを対照とした。ここで用いられる「１ｅ１６」及び類似物の略記は、１０¹⁶又は類似物と同じ意味で用いることができる。
細胞は上述のように、しかし異なる繰返し数に対して種々の細胞密度で播種した。Ａｌａｍａｒ Ｂｌｕｅ（登録商標）検査は、播種後１日目及び３日目に行った。一組の試料に対して、播種の６時間後に細胞を２％パラホルムアルデヒドで固定し、蛍光染色を上述のように行った。

結果
試料の色変化
プラズマ浸漬イオン注入処理は、高ドーズ量において試料の色変化を引き起こす。ＬＤＰＥ試料は金属的な陰影を帯びる。ＰＴＦＥ及びｅＰＴＦＥ試料は灰色になる。色の均一な分布は試料表面上の不均一なドーズ量分布の指標となる。全ての場合に、試料が金属ネジで試料ホルダーに取り付けられる幾つかの端部を除いて、ドーズ量は均一に分布していた。試料のこれら端部部分は以下の構造解析及び細胞実験から除外した。

表面の分子構造
プラズマ浸漬イオン注入はポリマーの薄い表面層だけを修飾した。従って、全種類のポリマーに対して、処理試料の透過スペクトルの変化は観測できなかった。
プラズマ浸漬イオン注入後のＬＤＰＥのＦＴＩＲスペクトルには、図５に示すように幾つかの新しいスペクトル線がある。図５において、配列はドーズ量の増加、即ち、初めの試料、１０¹³、１０¹⁴、５＊１０¹⁴、１０¹⁵、５＊１０¹⁵、１０¹⁶イオン／ｃｍ²の、２０ｋｅＶエネルギーにおけるＮ⁺イオンのプラズマ浸漬イオン注入を示す。１７５０ｃｍ^-1線は新しい酸素含有基のカルボニル基の振動に対応し、１６５０ｃｍ^-1線は芳香族基又は不飽和基の不飽和炭素−炭素基に対応し、１１００ｃｍ^-1の領域はエーテル基など酸素含有基の振動に対応し、８８１ｃｍ^-1、９０７ｃｍ^-1及び９６８ｃｍ^-1の線は不飽和ビニル基、ビニリデン基及びシス−ビニレン基に対応する。それらの基の出現は、プラズマ浸漬イオン注入処理下での表面層における放射線反応によって説明される。

図６は、２０ｋｅＶでのＮ⁺のプラズマ浸漬イオン注入後のＰＴＦＥのＦＴＩＲ ＡＴＲスペクトルを示す。矢印はプラズマ浸漬イオン注入ドーズ量の増加、非処理試料、１０¹⁴、１０¹⁵及び１０¹⁶イオン／ｃｍ²を示す。図６に示すように、ＰＴＦＥスペクトルのスペクトル変化は顕著ではない。１７５０及び１６５０ｃｍ^-1の線は修飾試料中に弱い強度で観測される。これらの線は、ＰＴＦＥ表面層内における酸素含有基及び芳香族縮合構造の出現に対応する。表面層の破壊過程、及びプラズマ浸漬イオン注入処理後のフリーラジカルと空気中の酸素との反応、による新しい基が出現する。ＦＴＩＲ ＡＴＲスペクトルの小さな強度変化は、分析方法の深さの分解能と修飾層の厚さとの大きな差異の結果である。２０ｋｅＶでの窒素プラズマ浸漬イオン注入における修飾ＰＴＦＥ層の厚さは約１００ｎｍであるが、ＧＥ結晶のＡＴＲ層分析の深さは１０００−７００ｎｍに等しい。さらに、ＰＴＦＥに対するイオンのスパッタリング効果はＬＤＰＥに対するよりも遥かに高い。従って、ＰＴＦＥのプラズマ修飾は一般には広い用途をもたない。プラズマ浸漬イオン注入の場合には、ＰＴＦＥの表面層の炭化及び酸化が観測された。

図７は、２０ｋｅＶ及び１０¹⁶イオン／ｃｍ²におけるＮ⁺によるプラズマ浸漬イオン注入後のＰＴＦＥのＦＴＩＲ ＡＴＲスペクトルを示す。示した試料は以下の通りである。下はプラズマ浸漬イオン注入処理試料、中央はアクリルアミドによるプラズマ浸漬イオン注入後の処理試料、上はＨＡＥＳによるプラズマ浸漬イオン注入後の処理試料である。イオン注入によりＰＴＦＥ表面は化学的反応性を示した。フリーラジカルの高い活性は多くの物質によるＰＴＦＥ及びｅＰＴＦＥの表面修飾を可能にする。これらの実験においては、ＰＴＦＥ表面はアクリルアミド溶液及びＨＡＥＳ溶液を用いて処理した。アクリルアミド後処理後のＦＴＩＲスペクトル（図７中央）には伸縮振動と解釈される線が２９９４、２９６０、２９２４、２８５４ｃｍ^-1にあり、ＰＴＦＥ表面上のアクリルアミド・ゲルのＣ−Ｈ結合の変角振動と解釈される線が１４６５、１４５２ｃｍ^-1にある。これらの線は水中でのＰＴＦＥの洗浄後に消失しない。ＰＴＦＥの非処理の反対側の面には、これらの線は観測できなかった。ＨＡＳＥによる後処理後のスペクトル（図７上）は、架橋ＨＡＥＳ層のＣ−Ｈ伸縮及び変角振動と解釈される線を、２９５６、２９２５、２８５５、１４５１ｃｍ^-1に含む。強いＰＴＦＥ線のウィングにある１０２８ｃｍ^-1の線は、ＨＡＥＳ層のＣ−Ｏ振動と解釈される。この層はＰＴＦＥの処理面上でだけ観測され、ｅＰＴＦＥの洗浄後も安定である。

図８に示すように、同じスペクトル変化が、プラズマ浸漬イオン注入処理及びアクリルアミド及びＨＡＥＳによる後処理の後のｅＰＴＦＥ試料に対して観測された。図８は、２０ｋｅＶ、Ｎ⁺、１０¹⁶イオン／ｃｍ²の条件おけるｅＰＴＦＥのＦＴＩＲ ＡＴＲスペクトルを示し、ａはＨＡＥＳによる後処理試料、ｂはアクリルアミドによる後処理試料である。
図９は、２０ｋｅＶ、Ｎ⁺による、矢印に従って１０¹⁴、１０¹⁵、１０¹⁶イオン／ｃｍ²のプラズマ浸漬イオン注入処理及びアクリルアミドによる後処理、１０¹⁴、１０¹⁵、１０¹⁶イオン／ｃｍ²のプラズマ浸漬イオン注入処理及びＨＡＥＳによる後処理、を施したＰＴＦＥのＦＴＩＲ ＡＴＲスペクトルを示す。図９は、処理ドーズ量並びに架橋アクリルアミド及びＨＡＥＳの量の、ドーズ量依存性があったことを示す。

図１０は、プラズマ浸漬イオン注入ドーズ量処理（Ｎ⁺、２０ｋｅＶ）に依存するＰＴＦＥ表面における元素濃度を示す。曲線はＸＰＳデータにより生成した。プラズマ浸漬イオン注入後のＰＴＦＥの表面層の元素汚染の分析に用いたＸＰＳにより、ＰＴＦＥの大きな化学変化を観測することができた。修飾ＰＴＦＥにおいては、フッ素原子の汚染が初めにおけるよりも著しく低くなった。炭素原子の相対濃度は増加した。窒素及び酸素原子の出現が観測された。しかし、プラズマ浸漬イオン注入処理ドーズ量に対する、元素の原子濃度の強い依存性はなかった。低いドーズ量においても、ＰＴＦＥの表面層は相当な量の酸素及び窒素原子を含んでいた。高ドーズ量においては、エッチングの効果が顕著になり、酸素及び窒素原子の減少と平行して、フッ素原子の濃度は再び増加し始めた。これは、エッチング効果が高ドーズ量処理において顕著になることを示す。

エッチング過程はまた、ＰＴＦＥ表面の形態で明らかにすることができる。図１１に示すように、原子間力顕微鏡（ＡＦＭ）は、２０ｋｅＶでのＮ⁺によるプラズマ浸漬イオン注入により修飾されたＰＴＦＥ表面の増加した粗さを示している。エッチングされても、修飾ｅＰＴＦＥの結節及び小繊維構造は破壊又は実質的に変化していない。

分子構造と平行して表面の濡れ性が変化した。例えば、水滴をｅＰＴＦＥ、ＰＴＦＥ及びＬＤＰＥの表面上に配置した。処理表面上の濡れ性の明らかな違いがあった。初めのｅＰＴＦＥ上の水滴はスチール・カニューレにより配置することができなかった。液滴はポリマー表面上に留まらず、ニードルに付着した。測定のために液滴を表面上に落下させて測定した。処理ｅＰＹＦＥ表面に対しては、液滴は通常の手順でニードルから置いた。

水滴の接触角は、プラズマ浸漬イオン注入処理後、劇的に変化した。低ドーズ量処理は高い親水性を誘起した。高ドーズ量においては、エッチング及び炭化の効果が濡れ性の低下をもたらした。このことは、ＰＴＦＥ及びＬＤＰＥ試料の両方に対して観測された。濡れ角度法による直接的なｅＰＴＦＥの濡れ測定は、液滴の異常な形状のために不適当である。しかし、ｅＰＴＦＥ及びＰＴＦＥの化学構造は事実上同じであるのでＰＴＦＥ試料の濡れ測定結果をｅＰＴＦＥ試料に移行させることが可能となる。
図１２は、２０ｋｅＶでのＮ⁺によるプラズマ浸漬イオン注入処理及び示した後処理を受けたｅＰＴＦＥ（上）、ＰＴＦＥ（中央）、及びＬＤＰＥ（下）上の水の接触角を示す。アクリルアミド及びＨＡＥＳによる後処理においては、ＰＴＦＥ及びＬＤＰＥの濡れ角度は２０−３０度の非常に低い値にまで減少する。この濡れ性は金属表面に対するものと似ている。良好な濡れ性のためには、１０¹⁴及び１０¹⁵イオン／ｃｍ²の処理ドーズ量が十分である。高ドーズ量においては、ＰＴＦＥ表面に対するエッチングの効果もまた、後処理された表面に対して観測された。

シリコン堆積の影響
幾つかの実験においては、意図されたものではないが、ポリマー表面上にいくらかのシリコン堆積が観測された。その理由は、チャンバ内の以前の実験でシリコン標的のスパッタリング及び基板へのシリコンの堆積を行い、これがいくらかの残留汚染をもたらしたためである。堆積の効果は、ＬＤＰＥのＦＴＩＲ ＡＴＲスペクトルにより観測された。プラズマ浸漬イオン注入後、スペクトルに強度の強い線が１０９０及び１１６７ｃｍ^-1に出現した。これらの線は、Ｓｉ、ＳｉＯ₂及びＳｉ−Ｃ構造の振動と解釈される。３４００ｃｍ^-1の領域には、Ｓｉ−ＯＨ振動の幅広の線が観測された。これらの線の強度は、プラズマ浸漬イオン注入のドーズ量及びイオンのエネルギーには依存せず、Ｓｉ含有構造の量は、プラズマ・チャンバ内の時間に依存した。それゆえ、プラズマ浸漬イオン注入及びシリコン堆積の後、ポリマーの表面は異なる構造の組合せとしてＳｉ_xＣ_yＯ_z層を含んでいた。
プラズマ浸漬イオン注入処理時間を、パルス繰返し周波数を増加することによって短くすることは、Ｓｉ_xＣ_yＯ_z層形成を減少させることはできず、それを除去しなかった。Ｓｉ堆積の影響はプラズマ浸漬イオン注入の種々の実施法、種々の型のイオン、エネルギー及びパルス周波数に対して観測された。

しかし、ｅＰＴＦＥのＦＴＩＲ ＡＴＲスペクトルは非処理試料に比べてなにも変化を示さなかった。スペクトルは、ＰＴＦＥ膜と比べて強度の低いポリテトラフルオロ高分子の振動を示した。高分子の線の強度は、シリコン堆積を有しない試料におけるより１０倍以上も低い。この理由は、ｅＰＴＦＥの多孔質構造、及び、対照スペクトルに関するＡＴＲ結晶とｅＰＴＦＥ表面の間の不十分な光学的接触にある。純粋なプラズマ浸漬イオン注入後のｅＰＴＦＥと比較して、シリコン堆積においてはイオン衝撃下の表面層の炭化に対応するスペクトル変化はなかった。ｅＰＴＦＥの色は、純粋なプラズマ浸漬イオン注入におけるよりも変化が小さかった。このことは、ｅＰＴＦＥ表面の上の堆積層の保護作用を示す。
接触角測定結果は、シリコン堆積の強い影響を示した。濡れ角度はＳｉ−Ｏ−Ｈ基の量に依存し、濡れ性は非常に高くなり得る。他方、プラズマ浸漬イオン注入の高ドーズ量においては、Ｓｉ原子の深層に至る浸透の効果は接触角の増加をもたらす。

プラズマ浸漬イオン注入処理表面の経時劣化
プラズマ浸漬イオン注入後の修飾表面の安定性を分析するために経時劣化試験を行った。表面の安定性は、熱経時劣化後、並びに経時劣化及びＨＡＥＳ処理後、の水滴の接触角測定によって見積った。第２の場合には、濡れ性だけでなく、経時劣化の間に処理表面が化学的活性を保持する機能をも試験した。
実験においては、ＰＴＦＥ及びｅＰＴＦＥの試料をプラズマ浸漬イオン注入により、３通りの異なるドーズ量、即ち、示されるように１０¹⁴イオン／ｃｍ²、１０¹⁵イオン／ｃｍ²及び１０¹⁶イオン／ｃｍ²、で処理し、次に高温で処理したが、これは経時劣化過程（時間と温度の重ね合わせ）のモデルとして用いた。熱処理後、ｅＰＴＦＥの接触角は大抵の場合変化しなかった（図１３Ａ）。経時劣化反応速度は、処理ＰＴＦＥの親水性は少なくとも数ヶ月間保持できることを示す。

実験の第２段階において、プラズマ浸漬イオン注入による修飾試料を、熱処理後にＨＡＥＳにより処理し、濡れ角度を測定した。接触角は経時劣化の時間と共に増加した（図１３Ｂ）。これは、経時劣化したＰＴＦＥ表面は、活性がより低く、ＰＴＦＥの修飾層と反応したＨＡＥＳ分子をより少量しかもたなかったことを示す。修飾ＰＴＦＥの化学活性は時間と共に減少する。修飾ＰＴＦＥ表面の化学活性は、プラズマ浸漬イオン注入による修飾の後、数ヶ月にわたって一定に保つことはできなかった。

修飾ｅＰＴＦＥ試料の反応速度はより複雑な特性を有した。非処理試料の濡れ性は、熱経時劣化の時間と共に減少した。濡れ角度の増加は、ｅＰＴＦＥ高分子の酸化又は破壊過程によって説明することはできない。主としてエッチング効果が、ＰＴＦＥの表面層からの廃物の放出及び初めの無欠陥ｅＰＴＦＥ表面層の出現により、親水性の増加をもたらしたはずである。

修飾ｅＰＴＦＥ試料の場合、経時劣化の時間に伴う濡れ角度の減少は、表面層の構造変化を示す。ｅＰＴＦＥの化学活性の経時劣化はより複雑な特性を示す。粗表面の濡れ性の複雑な依存性を考慮すると、濡れ角度による経時劣化反応速度は予備的な特性のみを有する。これらの効果は、図１４Ａ及び図１４Ｂに示すが、これらはｅＰＴＦＥの接触角を促進された経時劣化における時間の関数として示す。図１４Ａは、Ｎ⁺のプラズマ浸漬イオン注入により、１０¹⁴イオン／ｃｍ²、１０¹⁵イオン／ｃｍ²及び１０¹⁶イオン／ｃｍ²の示されたドーズ量で注入したｅＰＴＦＥに対するものである。図１４Ｂは、Ｎ⁺のプラズマ浸漬イオン注入により、１０¹⁴イオン／ｃｍ²、１０¹⁵イオン／ｃｍ²及び１０¹⁶イオン／ｃｍ²の示されたドーズ量で注入し、そしてＨＡＥＳによる後処理を施したｅＰＴＦＥに対するものである。

細胞培養
ステップ（１）
このステップの目的は、主に、ｅＰＴＦＥのプラズマ浸漬イオン注入処理が毒性副生成物を放出させるかどうかを調べることである。このためにドーズ量最適化又は機能化は行わなかった。用いた細胞はＧＭ７３７３のウシ大動脈血管内皮細胞であった。
試料上の細胞の代謝活性は、非処理ｅＰＴＦＥ上の全播種細胞の２３％に等しく、プラズマ浸漬イオン注入処理されたｅＰＴＦＥ上の全播種細胞の３８％に等しかった。

非処理ｅＰＴＦＥである初めのポリマー上において、細胞は小さく球形であった。主にそれらはｅＰＴＦＥの小繊維の間に直接接触せずに存在し、少数だけが基質に局所的に付着した。処理ｅＰＴＦＥ上では、細胞は細長いボディを有し、これがｅＰＴＦＥの小繊維に対して整列する。重合ｆ−アクチンの細胞骨格は、プラズマ浸漬イオン注入処理されたｅＰＴＦＥの上にだけ築かれ、一方、非処理ｅＰＴＦＥ上では細胞内のアクチンは組織化されていない凝集体を形成した。

３日後のＭＥＭ溶出試験は、プラズマ浸漬イオン注入処理（１０¹⁶イオン／ｃｍ²におけるＮ⁺）の又は非処理のｅＰＴＦ、又は負の対照からの抽出物による細胞の明白な形態の違いを示さなかった。しかし、１ｍＭのＣｕ²⁺は深刻な細胞損傷を起した。しかし、検査により、多数の小繊維粒子が照射されたｅＰＴＦＥの抽出物中にあることが示され、これは初めのｅＰＴＦＥの抽出物中の粒子の個数を越えているようであった。ｅＰＴＦＥの抽出物、陽性対照としてのＣｕ²⁺、及び負の対照に、３日間曝した後のＧＭ７３７３細胞の形態は、図１５Ａから図１５Ｄまでに示す。

一般に抽出物を形成するのに用いた培地への曝露は、３日後には新鮮な培地よりも僅かに低い細胞活性をもたらした。この挙動はドーズ量に依存し、初めのｅＰＴＦＥ又はプラズマ浸漬イオン注入処理ｅＰＴＦＥのいずれを用いたかには依存しなかった。陽性対照である銅は最高濃度においてのみ毒性を有し、一方低濃度では図１６に示すように代謝を促進しさえした。ここで図１６は、非処理ｅＰＴＦＥ及び窒素照射（１０¹⁶ｃｍ^-2）ｅＰＴＦＥ、及び対照に３日間曝露した後の、ＧＭ７３７３細胞の細胞係数／活性を示す。新鮮な培地による種々の希釈を示したように行い、Ｃｕ²⁺は、それぞれ１０００、２５０、６３、及び１５．６μｍｏｌ／Ｌの濃度で用いた。

ステップ（２）
このステップの目的は、種々の注入実施法及び機能化実施法の短時間のスクリーニングである。
ステップ（１）の実験における基質上の細胞の細胞活性は一般に低いので、細胞培養プラスチックＴｈｅｒｍａｎｏｘをここで参照として含めた。全てのｅＰＴＦＥ基質上で１日目の細胞活性はＴｈｅｒｍａｎｏｘ上よりも高かった。細胞活性は、イオン注入ｅＰＴＦＥ上ではさらに明白に高かった。アクリルアミドによる又はＨＡＥＳによる機能化とは独立に、図１７に示すように、注入ドーズ量からの細胞機能のドーズ量依存性があるように見えた。図１７は、示した基質、即ち、Ｔｈｅｒｍａｎｏｘ、初めの又は非処理ＰＴＦＥ、１０¹⁴イオン／ｃｍ²、１０¹⁵イオン／ｃｍ²及び１０¹⁶イオン／ｃｍ²のイオン濃度で処理したＰＴＦＥ、１０¹⁴イオン／ｃｍ²、１０¹⁵イオン／ｃｍ²及び１０¹⁶イオン／ｃｍ²のイオン濃度処理とアクリルアミド後処理によるＰＴＦＥ、１０¹⁴イオン／ｃｍ²、１０¹⁵イオン／ｃｍ²及び１０¹⁶イオン／ｃｍ²のイオン濃度処理とＨＡＥＳ後処理によるＰＴＦＥ、の上の１日後（白色棒）及び３日後（灰色棒）のＧＭ７３７３細胞活性を示す。パターンは対応する群を示す。３日目の値は、第１のＡｌａｍａｒ Ｂｌｕｅ（登録商標）試験後の細胞の延長培養により取得した。１００％参照は、細胞培養ウェルの底に播種した細胞と同じ数である。

１日目のＡｌａｍａｒ Ｂｌｕｅ（登録商標）試験後、細胞はさらに培養され、代謝活性は３日後に測定される。全ての型の試料に対して、細胞機能は劇的に減少する。５日目にはもはや活性は殆ど測定できなかった。細胞ミトコンドリアのＪＣ−１による電位に関する蛍光染色は生命力の徴候を何も示さなかった。細胞核及びｆ−アクチンに対する染色も、５日目における死細胞の残留物を示すのみであった。この細胞死は、Ｍｉｎｕｓｈｅｅｔ支持物による特定の細胞培養条件、及び繰り返されたＡｌａｍａｒ Ｂｌｕｅ（登録商標）試験の影響であることがより確からしい。両方の要因は、細胞に対する異常に高い酸素分圧を生じ、これが酸化的ストレスを誘起した可能性がある。しかし、一時的な中断のない代謝試験の長期間調査は行わなかった。

ステップ（３）
ステップ（２）の調査結果によると、最も高いドーズ量処理はセル付着に対する最善の効果を有し、従ってこのステップにおいて、異なる機能化を有する１０¹⁶ｃｍ^-2の注入試料をより詳しく比較する。
同じ実施法でＡｌａｍａｒ Ｂｌｕｅ（登録商標）試験を、細胞播種後１日目と３日目に行った。３日目における細胞活性の低下は、１００％とするＴｈｅｒｍａｎｏｘに対して値を規格化することにより補償した。
以前の結果を確認して、イオン処理は細胞機能を向上させた。これは、３日目において１日目におけるよりも顕著あった。アクリルアミド又はＨＡＥＳの何れかによる機能化は、細胞の初めの付着に主な影響を有したが、より長期間の機能には影響はより小さかった。また、ドーズ量の影響は、図１８に示すように、播種後の初期において後の段階におけるよりも顕著であった。ここで図１８は１００％とするＴｈｅｒｍａｎｏｘ（登録商標）に対して規格化下した細胞活性を示す

Ｔｈｅｒｍａｎｏｘ上には、良好な細胞拡散、及び丸石様の細胞単層の特徴的な形成があった。内皮細胞はまた、プラズマ浸漬イオン注入処理及び機能化ｅＰＴＦＥの上に拡散し付着するが、しかし、多繊維表面上には細胞の明確な配列は存在しなかった。細胞の拡散はまた、機能化なしのプラズマ浸漬イオン注入処理ｅＰＴＦＥの上に見られた。非処理ｅＰＴＦＥの上では、細胞は主に凝集し基質に付着しなかった。

結論
プラズマ浸漬イオン注入を用いてｅＰＴＦＥ、ＰＴＦＥ及びＬＤＰＥ表面を修飾した。プラズマ浸漬イオン注入処理は、種々の実施法、種々の気体により、２つの異なるプラズマ浸漬イオン注入チャンバで行った。ポリマー構造の修飾はＦＴＩＲ、ＸＰＳ、濡れ角度測定によって観測した。試験結果は、表面層の分子構造の変化、濡れ性の変化、化学活性の変化及び元素汚染の変化を示した。
プラズマ浸漬イオン注入後の修飾表面の促進された経時劣化の影響を観測した。ＰＴＦＥ及びｅＰＴＦＥ表面の濡れ及び化学活性を経時劣化試験において観測した。

それらの処理ｅＰＴＦＥは、内皮細胞の成長又は代謝を阻害することになる毒性分解生成物を培地に放出しないことが示された。静止系において、ウシ大動脈血管内皮細胞株ＧＭ７３７３は、イオン処理ｅＰＴＦＥ上に明らかにより良好に付着した。また、その処理された試料上の細胞には、個々の細胞の高い活性又は生きている細胞の高い絶対数の両方を表すこができる、高い代謝活性がある。この効果は僅かにドーズ量に依存した。しかし、高ドーズ量処理に対して、ｅＰＴＦＥ小繊維はまたより砕けやすくなる傾向があった。このことは、抽出物中の大きな粒子の放出により分かった。本明細書で見出されたサイズの高度に生物学的安定な粒子は、生体内で異物肉芽種を誘発する傾向がある。この問題を防止するためには、処理パラメータの最適化及び徹底的な洗浄処理を行う必要がある。

高エネルギー・イオンによる処理により、イオン注入は表面の浸炭化を誘起し、これが表面の再形成を防止する。ポリマー内へのイオン注入はまた、ポリマー表面にダングリング・ボンド及びフリーラジカルの形成をもたらす。本明細書では影響は見られなかったが、これらのフリーラジカルは付着細胞に対して潜在的に毒性をもつ。従ってこれらの結合は高親水性アクリルアミドで飽和させた。物質はこの過程においてポリマー表面に共有結合し、毒性物質の遊離モノマーは洗い流した。上記の実験においては、アクリルアミドにより処理したイオン注入ｅＰＴＦＥの良好な機能が示された。アクリルアミドの代りに、修飾多糖ヒドロキシルエチルスターチ又はＨＡＥＳを同様に用いてポリマー表面上のフリーラジカルを飽和させた。ＨＡＥＳは、臨床用途において血液量減少及びショックの治療のための血漿増量剤として用いられている。置換基のため、これは通常のスターチよりも水により良く溶け、劣化に対してより耐性がある。溶液中ではこれは、凝固因子及び血小板との相互作用により、凝血過程を抑制する傾向がある。内皮細胞もまた、飲作用により遊離形を吸収し、その約５０％だけを除去する。活性化マーカの発現はこれによって変えられないが、ＨＡＥＳは多形核好中球との相互作用を直接抑制する。

この研究において、ＨＡＥＳはまた、表面を機能化するのに用いることができるモデル物質以上のものと見ることができる。これは、ヘパリンのようなグルコサミノグリカンと置き換わることができ、或いは、ヒドロキシエチル基を、例えば前述のエラスチン又はペプチドにより直接修飾することも可能となる。出願人の知る限り、これは、ｅＰＴＦＥ表面を機能化して内皮細胞の特定の強い付着を生じるための新しい方法となる。

本発明をこのように説明したので、当業者には、この発明を多くの仕方で変形できることが明らかとなるであろう。そのような変形物は本発明の趣旨と範囲から逸脱するものと考えるべきではなく、全てのそのような変形物は添付の特許請求の範囲に含まれることが意図されている。

本発明による移植片の斜視図である。 本発明によるステント移植片の斜視図である。 本発明によるプラズマ浸漬イオン注入システムの略図である。 本発明による、作業気体の圧力と共に変化する窒素プラズマ放電のプラズマ密度のグラフ図である。 本発明による、プラズマ出力と共に変化する窒素プラズマ放電のプラズマ密度のグラフ図である。 本発明による、プラズマ浸漬イオン注入後のＬＤＰＦのＦＴＩＲスペクトルのグラフ図である。 本発明による、プラズマ浸漬イオン注入後のＰＴＦＥのＦＴＩＲ ＡＴＲスペクトルのグラフ図である。 本発明による、プラズマ浸漬イオン注入後のＰＴＦＥのＦＴＩＲ ＡＴＲスペクトルのグラフ図である。 本発明による、プラズマ浸漬イオン注入処理並びにアクリルアミド及び多糖ヒドロキシエチルスターチによる後処理の後のｅＰＴＦＥ試料のＦＴＩＲ ＡＴＲスペクトルのグラフ図である。 本発明による、プラズマ浸漬イオン注入処理並びにアクリルアミド及び多糖ヒドロキシエチルスターチによる後処理の後のＰＴＦＥのＦＴＩＲ ＡＴＲスペクトルのグラフ図である。 本発明による、プラズマ浸漬イオン注入ドーズ量処理に依存するＰＴＦＥ表面内の元素濃度のグラフ図である。 本発明による、プラズマ浸漬イオン注入により修飾されたＰＴＦＥ表面の増加した粗さを示す。 本発明による、プラズマ浸漬イオン注入処理及び後処理の後のｅＰＴＦＥ、ＰＴＦＥ、及びＬＤＰＦの上の水の接触角のグラフ図である。 本発明によるｅＰＴＦＥの経時劣化反応速度のグラフ図である。 本発明によるＰＴＦＥの経時劣化反応速度のグラフ図である。 本発明によるｅＰＴＦＥの促進された経時劣化反応速度のグラフ図である。 本発明によるＰＴＦＥの促進された経時劣化反応速度のグラフ図である。 本発明によるｅＰＴＦＥの抽出物に対する曝露後のＧＭ７３７３細胞の形態を示す。 本発明によるｅＰＴＦＥの抽出物に対する曝露後のＧＭ７３７３細胞の形態を示す。 本発明によるｅＰＴＦＥの抽出物に対する曝露後のＧＭ７３７３細胞の形態を示す。 本発明によるｅＰＴＦＥの抽出物に対する曝露後のＧＭ７３７３細胞の形態を示す。 本発明による処理及び非処理ｅＰＴＦＥの抽出物に対する曝露後のＧＭ７３７３細胞の細胞係数又は活性度のグラフ図である。 本発明による処理及び非処理ｅＰＴＦＥの抽出物及び対照材料に対する曝露後のＧＭ７３７３細胞の細胞係数又は活性度のグラフ図である。 本発明による、対照材料に対して規格化された、図１７からの試料のサブセットに対する繰り返し実験の細胞係数又は活性度のグラフ図である。

Claims (43)

1. ｅＰＴＦＥ表面を修飾する方法であって、
   プラズマ処理に適したチャンバ内にｅＰＴＦＥ材料を準備し、
   前記試料に連続低エネルギー・プラズマ放電を加え、
   短時間幅の高電圧パルスを印加してプラズマ放電からの高エネルギー・イオン束を形成し、前記ｅＰＴＦＥ材料の前記表面上に、該表面の下の分子及び／又は物理構造を変化させることなしにフリーラジカルを形成して修飾ｅＰＴＦＥ表面を画定する、イオンを生成する、
   ステップを含むことを特徴とする方法。
2. 前記ｅＰＴＦＥ材料は結節及び小繊維構造を有し、前記高電圧パルスを印加するステップは、前記結節及び小繊維構造を破壊せずに前記ｅＰＴＦＥの前記表面を修飾することを特徴とする、請求項１に記載の方法。
3. 前記ｅＰＴＦＥ材料は結節及び小繊維構造を有し、前記高電圧パルスを印加するステップは、前記結節及び小繊維構造を破壊せずに前記ｅＰＴＦＥの前記表面をエッチング及び浸炭化することを特徴とする、請求項１に記載の方法。
4. 前記試料に前記連続低エネルギー・プラズマ放電を前記加えるステップは、約１３．５６ＭＨｚ又は約２．４５ＧＨｚのラジオ周波数で前記プラズマ放電を生成するステップを含むことを特徴とする、請求項１に記載の方法。
5. 前記試料に前記連続低エネルギー・プラズマ放電を前記加えるステップは、前記プラズマを生成する気体源を準備するステップを含み、前記気体は窒素、酸素、アルゴン及びそれらの組合せから成る群から選択されることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
6. 前記高電圧パルスを短時間印加して前記プラズマ放電からのイオン束を形成するステップは、−０．５ｋＶから−４０ｋＶまでの電圧を印加するステップを含むことを特徴とする、請求項１に記載の方法。
7. 前記高電圧パルスを短時間印加して前記プラズマ放電からのイオン束を形成するステップは、−０．５ｋＶから−２０ｋＶまでの電圧を印加するステップを含むことを特徴とする、請求項１に記載の方法。
8. 前記高電圧パルスを短時間印加して前記プラズマ放電からのイオン束を形成するステップは、０．２Ｈｚから２００Ｈｚまでの周波数で電圧を印加するステップを含むことを特徴とする、請求項１に記載の方法。
9. 前記電圧は約１ミリ秒から約１０ミリ秒までの時間印加されることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
10. 前記電圧は約５ミリ秒間印加されることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
11. 前記プラズマ放電を生成する出力は約５０ワットから約５００ワットまでであることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
12. 前記チャンバ内の圧力を約０．１Ｐａから約１．０Ｐａまでに減圧するステップをさらに含むことを特徴とする、請求項１に記載の方法。
13. 前記イオンは、前記ｅＰＴＦＥ試料に約１０¹³イオン／ｃｍ²から約１０¹⁶イオン／ｃｍ²までにおいて投与されることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
14. 前記フリーラジカルの少なくとも一部分を酸化するステップをさらに含むことを特徴とする、請求項１に記載の方法。
15. 前記フリーラジカル・サイトをスペーサ分子又は材料により機能化するステップをさらに含み、前記スペーサ分子又は材料は前記ｅＰＴＦＥに共有結合することを特徴とする、請求項１に記載の方法。
16. 前記フリーラジカル・サイトを親水性アクリルアミド基で機能化するステップをさらに含むことを特徴とする、請求項１に記載の方法。
17. 前記親水性アクリルアミド基を前記修飾ｅＰＴＦＥ表面に共有結合させるステップをさらに含むことを特徴とする、請求項１６に記載の方法。
18. 前記フリーラジカル・サイトを多糖ヒドロキシエチルスターチ基で機能化するステップをさらに含むことを特徴とする、請求項１に記載の方法。
19. 前記多糖ヒドロキシエチルスターチ基を前記修飾ｅＰＴＦＥ表面に共有結合させるステップをさらに含むことを特徴とする、請求項１８に記載の方法。
20. 付着生物活性剤を前記修飾ｅＰＴＦＥ表面に共有結合させるステップをさらに含むことを特徴とする、請求項１に記載の方法。
21. 付着生物活性剤を、前記修飾ｅＰＴＦＥ表面に共有結合した前記親水性アクリルアミド基に共有結合させるステップをさらに含むことを特徴とする、請求項１７に記載の方法。
22. 付着生物活性剤を、前記修飾ｅＰＴＦＥ表面に共有結合した前記多糖ヒドロキシエチルスターチ基に共有結合させるステップをさらに含むことを特徴とする、請求項１９に記載の方法。
23. 前記生物活性剤は、抗血栓剤、抗増殖剤、抗炎症剤、抗腫瘍／抗増殖／抗有糸分裂剤、麻酔剤、抗凝血剤、脈管細胞成長促進剤、脈管細胞成長抑制剤、コレステロール降下剤、血管拡張剤、内因性血管収縮拡張機構を妨げる薬剤、細胞接着因子、及びそれらの組合せから成る群から選択されることを特徴とする、請求項２０に記載の方法。
24. 前記ｅＰＴＦＥ試料は埋め込み可能な医療用具であることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
25. 前記埋め込み可能な医療用具は脈管移植片であることを特徴とする、請求項２０に記載の方法。
26. 前記埋め込み可能な医療用具は脈管ステント移植片であることを特徴とする、請求項２０に記載の方法。
27. 前記修飾表面は約３０ｎｍから約５００ｎｍまでの深さを有することを特徴とする、請求項１に記載の方法。
28. プラズマ浸漬イオン注入により修飾された表面を有するｅＰＴＦＥと、
    前記修飾表面に共有結合した多糖ヒドロキシエチルスターチ基と、
    を含むことを特徴とする埋め込み可能な医療用具。
29. 前記多糖ヒドロキシエチルスターチ基に結合した生物活性剤をさらに含むことを特徴とする、請求項２８に記載の埋め込み可能な医療用具。
30. 前記修飾表面又は前記多糖ヒドロキシエチルスターチ基に結合した生物分解性スペーサ分子をさらに含むことを特徴とする、請求項２９に記載の埋め込み可能な医療用具。
31. 前記生物活性剤は、抗血栓剤、抗増殖剤、抗炎症剤、抗腫瘍／抗増殖／抗有糸分裂剤、抗凝血剤、脈管細胞成長促進剤、脈管細胞成長抑制剤、コレステロール降下剤、血管拡張剤、内因性血管収縮拡張機構を妨げる薬剤、細胞接着因子、及びそれらの組合せから成る群から選択されることを特徴とする、請求項２９に記載の埋め込み可能な医療用具。
32. 前記用具は移植片又はステント移植片であることを特徴とする、請求項２８に記載の埋め込み可能な医療用具。
33. プラズマ浸漬イオン注入により修飾された表面を有するｅＰＴＦＥと、
    前記修飾表面に共有結合した親水性アクリルアミド基と、
    を含むことを特徴とする埋め込み可能な医療用具。
34. 前記親水性アクリルアミド基に結合した生物活性剤をさらに含むことを特徴とする、請求項３３に記載の埋め込み可能な医療用具。
35. 前記修飾表面又は前記親水性アクリルアミド基に結合した生物分解性スペーサ分子をさらに含むことを特徴とする、請求項３３に記載の埋め込み可能な医療用具。
36. 前記生物活性剤は、抗血栓剤、抗増殖剤、抗炎症剤、抗腫瘍／抗増殖／抗有糸分裂剤、抗凝血剤、脈管細胞成長促進剤、脈管細胞成長抑制剤、コレステロール降下剤、血管拡張剤、内因性血管収縮拡張機構を妨げる薬剤、細胞接着因子、及びそれらの組合せを含むことを特徴とする、請求項３４に記載の埋め込み可能な医療用具。
37. 前記用具は移植片又はステント移植片であることを特徴とする、請求項３３に記載の埋め込み可能な医療用具。
38. 埋め込み可能な表面修飾ｅＰＴＦＥの移植片であって、
    結節及び小繊維構造を有し、前記結節及び小繊維構造を破壊せずにプラズマ浸漬イオン注入により形成された浸炭表面を有し、前記小繊維に付着し又は前記小繊維に共有結合した官能基に付着して前記結節を実質的に覆う及び／又は充填する細胞材料を有する、ｅＰＴＦＥを含むことを特徴とする移植片。
39. 結節及び小繊維構造を有し、前記結節及び小繊維構造を破壊せずにプラズマ浸漬イオン注入により形成された浸炭表面を有し、前記小繊維に付着する及び／又はスペーサ基に付着する種細胞及び／又は蛋白質を有し、親水性アクリルアミド基及び／又は多糖ヒドロキシエチルスターチ基が前記小繊維に共有結合していることが好ましい、ｅＰＴＦＥを含むことを特徴とする表面修飾ｅＰＴＦＥ。
40. 前記種細胞は、上皮細胞、神経細胞、膠細胞、星状膠細胞、有足細胞、乳房上皮細胞、島細胞、内皮細胞、間葉細胞、平滑筋細胞、横紋筋細胞、靭帯線維芽細胞、腱線維芽細胞、軟骨細胞、線維芽細胞、幹細胞、遺伝子組換え細胞、免疫学的にマスクされた細胞、及びそれらの組合せから成る群から選択されることを特徴とする、請求項３９に記載の表面修飾ｅＰＴＦＥ。
41. 前記蛋白質は、フィブロネクチン、ラミニン、ビトロネクチン、テネイシン、エンタクチン、トロンボスポンジン、エラスチン、ゼラチン、コラーゲン、フィブリリン、メロシン、アンコリン、コンドロネクチン、リンク蛋白質、骨シアロ蛋白質、オステオカルシン、オステオポンチン、エピネクチン、ヒアルロネクチン、アンデュリン、エピリグリン、カリニン、及びこれらの組合せから成る群から選択されることを特徴とする、請求項３９に記載の表面修飾ｅＰＴＦＥ。
42. 前記浸炭表面は約３０ｎｍから約５００ｎｍまでの深さを有することを特徴とする、請求項３８に記載の表面修飾ｅＰＴＦＥ。
43. 前記浸炭表面は約３０ｎｍから約５００ｎｍまでの深さを有することを特徴とする、請求項３９に記載の表面修飾ｅＰＴＦＥ。

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