JP2014083439A - 親水性の医学的デバイス - Google Patents

Abstract

【課題】吸収性外科手術バットレスを作製する方法を提供すること。
【解決手段】本発明は、吸収性外科手術バットレスを作製する方法であって、方法は、複数の繊維を生成することと、複数の繊維が互いに接着し、不織材料を形成するように複数の繊維を収集することと、不織材料の表面を化学的に修飾または官能基化するように構成されたイオン化可能ガス種またはイオン化可能ガス種の組み合わせを用いて、不織材料の表面の少なくとも一部分をプラズマ処理することと、不織材料を外科手術バットレスのための所望の形状に切断することとを含む、方法を提供する。
【選択図】なし

Description

関連出願への相互参照
本願は、２０１２年１０月２３日に出願された、米国仮特許出願第６１／７１７，２４５号の利益、および上記仮特許出願に対する優先権を主張し、その開示全体は、本明細書中で参考として援用される。

技術分野
本開示は、医学的デバイスに関し、より詳しくは、改善された湿潤性および細胞付着のための親水性表面処理を有する外科手術移植物に関する。

背景
医学的デバイスの使用、より具体的には、移植物の使用は公知である。しかし、移植物は、一旦適所に置かれると、位置を変え得るかまたは移動し得、従って、手術中に、外科手術タッキングデバイスまたはファスナー（例えば、ステープル、クリップ、タック、縫合糸など）を用いて、頻繁に組織に固定される。多孔性移植物は、周辺組織への生物的固定および統合を提供するそれらの能力のためにしばしば利用される。移植物の表面積の増大は、孔を介した、移植物の中への組織の浸潤を可能にする。しかし、組織の内方成長の速度は限られており、移植物の多孔度、穿孔（ｐｏｒｏｓｉｔｙ）の深さ、移植の時間の長さなどの要因によって影響を受ける。

改善された流体吸収、ならびに細胞および生物的分子との改善された相互作用を有する移植物を提供することは有利である。そのような移植物は、過剰な流体を吸い上げる（ｗｉｃｋｉｎｇ ａｗａｙ）ことによって、手術中の外科手術部位の可視性を改善し、創傷部位付近の凝固因子および成長因子の貯留を改善し、宿主組織の有利な相互作用を向上させ、創傷治療に重要な細胞型の浸潤および付着をもたらす。

概要
本開示の局面に従って、吸収性外科手術バットレスを作製する方法は、複数の繊維を生成することと、それらが互いに接着し、不織材料を形成するように複数の繊維を収集することと、上記不織材料の表面を化学的に修飾または官能基化するように構成されたイオン化可能ガス種またはイオン化可能ガス種の組み合わせを用いて、上記不織材料の表面の少なくとも一部分をプラズマ処理することと、上記不織材料を外科手術バットレスのための所望の形状に切断することとを含む。

上記方法は、空気、水蒸気、酸素、窒素、アルゴン、およびそれらの組み合わせからなる群から選択されるイオン化可能ガス種を含み得る。特定の実施形態において、上記繊維は、溶融押出される。上記バットレスを作製する方法は、上記繊維がダイヘッドから出るとき、およびそれらが収集される前に、それらに熱気を吹き付けることを含み得る。上記繊維に吹き付けられる熱気は、上記繊維の融解温度以上の温度を有し得る。特定の実施形態において、上記繊維は、それらが冷却すると収集される。

特定の実施形態において、上記繊維は、ラクチドホモポリマー、グリコリドホモポリマー、ポリジオキサノンホモポリマー、グリコリドトリメチレンカーボネートコポリマー、グリコリドラクチドコポリマー、グリコリドジオキサノントリメチレンカーボネートコポリマー、およびグリコリドカプロラクトントリメチレンカーボネートラクチドコポリマーからなる群から選択されるポリマーから溶融押出される。

特定の実施形態において、上記繊維は、生体吸収性ポリマー材料から作製され得る。上記ポリマーの融解温度は、約１８０℃と約２５０℃との間であり得る。他の実施形態において、上記ポリマーの融解温度は、約８０℃と約１９０℃との間であり得る。

上記熱気は、約２７０℃と約２９０℃との間の温度を有し得る。

特定の実施形態において、上記繊維は、コンベヤーの表面において収集される。上記方法は、上記不織材料をプラズマ処理する前に、上記不織材料に熱および圧力をかけることを含み得る。

特定の実施形態において、上記不織材料は、線状外科手術ステープラーの形状に対応する形状に切断される。他の実施形態において、上記不織材料は、環状外科手術ステープラーの形状に対応する形状に切断される。

上記繊維は、約１４０℃と約１８５℃との間の融解温度を有する、グリコリド、カプロラクトン、トリメチレンカーボネート、およびラクチドのコポリマーを溶融押出することによって生成され得る。上記繊維に吹き付けられる熱気は、約１８５℃と約１９５℃との間の温度を有し得る。

特定の実施形態において、上記繊維は、約８０℃と約１２５℃との間の融解温度を有するジオキサノンを溶融押出することによって生成され得る。上記ジオキサノン繊維に吹き付けられる空気は、約１４５℃と約１５５℃との間の温度を有し得る。

本開示のさらなる局面において、吸収性外科手術バットレスは、互いに接着した複数の繊維を有する不織材料を含み、上記繊維は、溶融押出された生体吸収性ポリマー材料から形成され、上記不織材料は、表面が化学的に修飾または官能基化されるように、上記不織材料の表面の少なくとも一部分においてプラズマ処理され、上記不織材料は、外科手術バットレスのための所望の形状に切断される。

特定の実施形態において、上記繊維は、ラクチドホモポリマー、グリコリドホモポリマー、ポリジオキサノンホモポリマー、グリコリドトリメチレンカーボネートコポリマー、グリコリドラクチドコポリマー、グリコリドジオキサノントリメチレンカーボネート、およびグリコリドカプロラクトントリメチレンカーボネートラクチドからなる群から選択されるポリマー材料から形成される。

上記繊維は、約１８０℃と約２５０℃との間の融解温度を有するポリマー材料から形成され得る。特定の実施形態において、上記繊維は、約８０℃と約１９０℃との間の融解温度を有するポリマー材料から形成され得る。

特定の実施形態において、上記不織材料は、線状外科手術ステープラーの形状に対応する形状に切断される。他の実施形態において、上記不織材料は、環状外科手術ステープラーの形状に対応する形状に切断される。

（摘要）
官能基化されて親水性表面を提供するプラズマ処理された多孔性基材を含む医学的デバイス、およびそのような医学的デバイスを調製するためのプロセスが開示される。上記方法は、酸素、窒素、アルゴン、およびそれらの組み合わせから選択されるガス種を用いて、多孔性基材の表面の少なくとも一部分をプラズマ処理することを含む。ガス種は、医学的デバイスの表面を官能基化して親水性表面を形成するように構成される。

本開示の前述の目的および利点は、添付の図面に関連して以下の説明を読むことにより、より明らかになる。

図１は、本開示の実施形態に従う、外科手術バットレスの斜視図である。 図２は、本開示の実施形態に従う、基材のプラズマ処理を実行するために適した装置の概略的な説明である。 図３Ａ〜図３Ｃは、本開示の実施形態に従う、充填材材料を有する図１の外科手術バットレスの断面図である。 図４は、未処理の外科手術バットレス、および本開示の実施形態に従って形成された、プラズマ処理された外科手術バットレスの、液体吸収度の比較を例示するグラフである。 図５は、図４のプラズマ処理された外科手術バットレスの吸い上げる（ｗｉｃｋｉｎｇ）速度の比較を例示するグラフである。 図６は、サンプルについての接触角を示すグラフである。 図７は、付着し、増殖した細胞の数を示すグラフである。 図８は、細胞増殖の速度を示すグラフである。 図９は、サンプルについて、１細胞当たりの平均コラーゲンを示すグラフである。 図１０〜図１５は、細胞の画像である。 図１０〜図１５は、細胞の画像である。 図１０〜図１５は、細胞の画像である。 図１０〜図１５は、細胞の画像である。 図１０〜図１５は、細胞の画像である。 図１０〜図１５は、細胞の画像である。

詳細な説明
本開示は、医学的デバイスの基材の少なくとも表面を、その天然の状態よりも親水性にするために化学的に修飾された医学的デバイスに関する。多孔性デバイスの場合、この表面処理は、デバイスが、流体（例えば、血液、間質液、脳脊髄液、滲出物など）をより速く吸収し、および／または吸い上げることを可能にし得る。

以下の議論は、本開示の医学的デバイスの説明、および本発明の原理に従って、それらを処理する例示的な類似方法を含む。議論の目的のために、上記医学的デバイスは、外科手術バットレスに関して議論される。しかし、当業者は、本開示の医学的デバイスが、任意の外科手術移植物（例えば、メッシュ、足場、移植片（例えば、ファブリックおよび／またはチューブ）、リング、縫合糸、パッチ、スリング、綿撒糸、成長マトリックス（ｇｒｏｗｔｈ ｍａｔｒｉｃｅｓ）、薬物送達デバイス、創傷プラグ（ｗｏｕｎｄ ｐｌｕｇ）、および一般に、軟組織修復デバイス、および外科手術プロテーゼ）であり得ることを認識する。他の実施形態において、適切な医学的デバイスは、医学的手順／外科手術手順において使用され得る、局所的に適用される医学的製品（例えば、創傷包帯、遮蔽物（ｃｏｖｅｒｉｎｇ）、ガーゼなど）であり得る。

次に、いくつかの図にわたって同様の構成要素が同様の参照番号によって示される図面を参照すると、図１は、本開示に従う医学的デバイスの例である外科手術バットレス１０を例示し、外科手術バットレス１０は、多孔性基材１２を含む。多孔性基材１２は、その表面の少なくとも一部分を覆って開口部１４（例えば、孔、間隙、または穴）を含む。本開示のバットレスの開口部は、線維芽細胞による中への成長（ｆｉｂｒｏｂｌａｓｔ ｔｈｒｏｕｇｈ−ｇｒｏｗｔｈ）および規則正しいコラーゲンの敷き詰め（ｏｒｄｅｒｅｄ ｃｏｌｌａｇｅｎ ｌａｙｄｏｗｎ）を可能にするような寸法にされ得、身体へのバットレスの統合をもたらす。

上記開口部は、部分的にまたは完全に基材を貫通する、表面特徴またはバルク材料特性として存在し得、その部分にわたって、均一にまたは無作為に分配され得る。上記バットレスは、開口部が互いに接続され、相互接続されたネットワークを形成する連続気泡構造を有し得る。そのような実施形態において、上記開口部は、基材の厚さ全体にわたって相互接続するために十分な数およびサイズであり得る。いくつかの実施形態において、上記開口部は、多孔性基材の厚さ全体にわたって延在せず、むしろ、その表面の一部分において存在する。逆に、上記バットレスは、開口部が相互接続されない独立気泡であり得る。本開示を読む当業者は、多孔性基材における開口部の他の分配パターンおよび構成を想定し得る。実施形態において、上記基材が、部分的にまたは完全に非有孔性であり得ることが想定される。

実施形態において、上記多孔性基材に適した材料としては、発泡体（例えば、連続気泡または独立気泡の発泡体）が挙げられるが、これに限定されない。上記多孔性基材が発泡体である場合、上記基材は、発泡体またはスポンジを形成するために適した任意の方法を用いて形成され得、その方法としては、組成物の凍結乾燥すなわちフリーズドライが挙げられるが、これに限定されない。発泡体を作製するために適した技術は、当業者の範囲内である。

実施形態において、開口部は、フィラメント製バットレスにおいて、バットレスのフィラメント間に形成された空間を介して形成され得る。あるいは、上記バットレスは、連続的なヤーンから形成され得、連続的なヤーンは、バットレスにおける開口部のもとになるループで配列される。フィラメント間の開口部のサイズおよびその間の間隔は、当業者によって想定されるように、外科手術適用および所望の移植物の特徴に依存して異なり得る。

上記フィラメントは、当業者の範囲内の任意の技術（例えば、押出、成形、および／またはゲル紡糸など）を用いて製作され得る。実施形態において、上記フィラメントは、従来のタイプのエクストルーダーユニット（例えば、米国特許第６，０６３，１０５号、同第６，２０３，５６４号、および同第６，２３５，８６９号に開示されるもの（それらの各々の開示全体は、本明細書中で参考として援用される））を通して押出され得る。実施形態において、フィラメントは、その後、群にまとめられて、ヤーンを形成し得る。

複数のフィラメントは、一旦形成されると、次に、編組させられるか、より合わせられる（ｔｗｉｓｔｅｄ）か、整列させられるか、融合させられるか、もつれさせられる（ｅｎｔａｎｇｌｅｄ）か、互いに巻きつかせられる（ｉｎｔｅｒｔｗｉｎｅｄ）か、または別の方法で合わせられるかもしくは配列されて、多様な異なるバットレスの形状およびサイズを形成し得る。実施形態において、上記フィラメントは、延伸されるか、配向させられるか、縮らせられる（ｃｒｉｎｋｌｅｄ）か、より合わせられるか、編組させられるか、混合させられる（ｃｏｍｍｉｎｇｌｅｄ）か、または空気もつれさせられて（ａｉｒ ｅｎｔａｎｇｌｅｄ）、バットレスを形成し得る。上記フィラメントは、バットレスへと、製織され得、編成され得、織り交ぜられ（ｉｎｔｅｒｌａｃｅｄ）得、編組され得、または不織技術によって形成され得る。バットレスの構造は、デバイスを形成するために利用される組み立て技術、ならびに他の要因（例えば、使用される繊維のタイプ、繊維が保持される引張、およびバットレスに必要とされる機械的特性）に依存して異なる。

実施形態において、編成は、本開示のバットレスを形成するために利用され得る。編成は、実施形態において、フィラメントのループまたは相互ループ（ｉｎｔｅｒ−ｌｏｏｐｉｎｇ）を形成するために、フィラメントまたはそのヤーンのインターメッシュを含む。いくつかの実施形態において、フィラメントは、たて編され、それにより、垂直な相互係止するループ鎖を作り出し得、および／または横編され、それにより、バットレスにわたって、相互係止するループステッチの列を作り出し得る。他の実施形態において、製織は、本開示のバットレスを形成するために利用され得る。製織は、実施形態において、互いに対して直角に交わり、相互製織する２セットの直線フィラメントもしくはそのヤーン（たて糸およびよこ糸）の交差、または互いに対して直角の２つのフィラメントの織り交ぜを含み得る。いくつかの実施形態において、上記フィラメントは、等方的または等方的に近い引張り強さおよび弾性を有するネットメッシュを形成するように配列され得る。

実施形態において、不織材料は、ラクチドホモポリマー、グリコリドホモポリマー、ポリジオキサノンホモポリマー、グリコリドラクチドコポリマー、グリコリドジオキサノントリメチレンカーボネートコポリマー、グリコリドカプロラクトントリメチレンカーボネートラクチドコポリマー、またはグリコリドトリメチレンカーボネートコポリマーから形成される。ポリマー樹脂は、溶融押出され、メルトポンプが、溶融ポリマーをダイヘッドの中に計量しながら供給する。メルトポンプのスピードは、約２ｒｐｍと約１２ｒｐｍとの間である。上記ポリマーは、ダイヘッドの穴の並びに通され、このダイヘッドは、約０．１３ｍｍの直径〜約０．３ｍｍの直径の穴を有し、いくつかの実施形態において、約０．１７５ｍｍの直径〜約０．２５ｍｍの直径を有する。ダイヘッドにおける温度は、いくつかの実施形態において、約２００℃と約２７５℃との間であり、いくつかの実施形態において、約２３５℃と約２５５℃との間であり、上記ヘッドにおける圧力は、約１０バールと約８０バールとの間である。ダイから出るポリマー繊維は、熱気を吹き付けられることによって、コンベヤーベルトの上に乗せられる。上記熱気は、いくつかの実施形態において、約２３０℃と約３２５℃との間の温度を有し、いくつかの実施形態において、約２６５℃〜約２９５℃の温度を有する。コンベヤーベルトのスピードは、毎分約１メートルと毎分約１０メートルとの間である。上記繊維は、コンベヤーベルトの上に無作為に着地し、数層の厚さに蓄積する。繊維が冷却するに従って、これらの繊維が互いに対して圧縮されることを助けるために、コンベヤーベルトの表面を通って吸引が適用される。上記材料は、カレンダーロール（ｃａｌｅｎｄａｒｉｎｇ ｒｏｌｌ）の中に導入されて、熱および圧力をかけられ、その後、収集され、段階に分けられ得る。上記材料は、次に、任意のモノマーを追い出し、ポリマーの結晶化を進行させるために、焼きなまされる。望ましくは、上記材料は、約５０％と約９０％との間の多孔度を有する。上記繊維の直径は、約５μｍと約１００μｍとの間である。上記材料の厚さは、約１５０μｍと約４００μｍとの間である。

上記繊維が、より低い温度で生成され得ることが企図される。特定の実施形態において、繊維は、より低い融解温度を有するポリマーから形成される。例えば、グリコリド、カプロラクトン、トリメチレンカーボネート、およびラクチドのコポリマーは、約１４０℃と約１８５℃との間で溶融押出され得る。上記繊維に吹き付けられる熱気は、約１８５℃と約１９５℃との間の温度を有する。別の例において、ジオキサノンは、約８０℃と約１２５℃との間において溶融押出される。上記ジオキサノン繊維に吹き付けられる熱気は、約１４５℃と約１５５℃との間の温度を有する。従って、上記バットレスは、約８０℃と約１９０℃との間の融解温度を有するポリマーから溶融押出された繊維から形成され得る。

実施形態において、上記フィラメントは、不織であり得、フィラメントまたはそのヤーンを無作為または系統的な配列でシートまたはウエブへ機械的、化学的、または熱的に結合することによって形成され得る。例えば、フィラメントは、フィラメントをもつれさせることによって機械的に結合されて、編成または製織以外の手段（例えば、フィラメントをマッティング（ｍａｔｔｉｎｇ）、プレス、ステッチボンド、ニードルパンチ、または別の方法で相互係止して、バインダーレスネットワークを形成すること）によってバットレスを形成し得る。他の実施形態において、上記バットレスのフィラメントは、接着剤（例えば、ホットメルト接着剤）の使用によって、化学的に結合され得るか、またはフィラメントのシートまたはウエブ上にバインダー（例えば、粉末、のり、または溶融物（ｍｅｌｔ））を塗布し、このバインダーを溶融することによって、熱的に結合され得る。実施形態において、上記バットレスは、スパンボンド（ｓｐｕｎｂｏｕｎｄ）および／またはメルトブローン（ｍｅｌｔｂｌｏｗｎ）され得る。

個々のフィラメントの直径は、実施形態において、約５μｍ〜約１００μｍであり得、いくつかの実施形態において、約１０μｍ〜約４０μｍであり得、いくつかの実施形態において、約１５μｍ〜約３５μｍであり得、いくつかのさらなる実施形態において、約１８μｍ〜約３３μｍであり得る。完成したファブリックの厚さは、実施形態において、約１５０μｍ〜約４００μｍであり得、いくつかの実施形態において、約１５０μｍ〜約３００μｍであり得、いくつかの実施形態において、約２００μｍ〜約２５０μｍであり得、いくつかのさらなる実施形態において、約２３０μｍであり得る。完成したファブリックの重量は、約７５ｇ／ｍ^２〜約１００ｇ／ｍ^２であり得、実施形態において、８０ｇ／ｍ^２〜約９５ｇ／ｍ^２であり得、いくつかの実施形態において、約８７ｇ／ｍ^２であり得る。種々のファブリックの厚さ、重量、多孔度が、製造条件を変更することによって選択され得ることが理解されるべきである。

上記多孔性基材は、任意の生体適合性の天然材料または合成材料を含み得る。上記材料は、生体吸収性であり得るか、または非生体吸収性であり得る。上記多孔性基材を形成するために、天然材料、合成材料、生体吸収性材料、および非生体吸収性材料の任意の組み合わせが使用され得ることが、もちろん、理解されるべきである。

適切な合成生分解性材料としては、例えば、ラクチド、グリコリド、カプロラクトン、バレロラクトン、カーボネート（例えば、トリメチレンカーボネート、テトラメチレンカーボネートなど）、ジオキサノン（例えば、１，４−ジオキサノン）、δ−バレロラクトン、１，ジオキセパノン（例えば、１，４−ジオキセパン−２−オンおよび１，５−ジオキセパン−２−オン）、エチレングリコール、エチレンオキシド、エステルアミド、γ−ヒドロキシバレレート、β−ヒドロキシプロピオネート、α−ヒドロキシ酸、ヒドロキシブテレート（ｈｙｄｒｏｘｙｂｕｔｅｒａｔｅｓ）、ポリ（オルトエステル）、ヒドロキシアルカノエート、チロシンカーボネート、ポリ（イミドカーボネート）、ポリ（イミノカーボネート）（例えば、ポリ（ビスフェノールＡ−イミノカーボネート）、およびポリ（ヒドロキノン−イミノカーボネート））、ポリウレタン、ポリ酸無水物、ポリマー薬物（例えば、ポリジフルニソル（ｐｏｌｙｄｉｆｌｕｎｉｓｏｌ）、ポリアスピリン、およびタンパク質治療薬）、およびコポリマー、ならびにそれらの組み合わせから作製されるポリマーが挙げられる。

実施形態において、上記多孔性基材は、グリコール酸および乳酸に由来するグリコリドとラクチドとのラクトマーコポリマーから製作され得る。実施形態において、上記多孔性基材は、グリコール酸とトリメチレンカーボネートとのコポリマーであるポリグリコネートから製作され得る。

他の実施形態において、上記多孔性基材は、グリコリド、ジオキサノン、およびトリメチレンカーボネートから構成される合成ポリエステルから製作され得る。上記ポリマーは、約５０重量％〜約７０重量％のグリコリドを含み得、実施形態において、約５５重量％〜約６５重量％のグリコリドを含み得、いくつかの実施形態において、約６０重量％のグリコリドを含み得；約４重量％〜約２４重量％のジオキサノンを含み得、実施形態において、約９重量％〜約１９重量％のジオキサノンを含み得、いくつかの実施形態において、約１４重量％のジオキサノンを含み得；約１６重量％〜約３６重量％のトリメチルカーボネートを含み得、実施形態において、約２１重量％〜約３１重量％のトリメチルカーボネートを含み得、いくつかの実施形態において、約２６重量％のトリメチルカーボネートを含み得る。

さらに他の実施形態において、上記多孔性基材は、グリコリドとトリメチレンカーボネートとのコポリマーから製作され得る。上記ポリマーは、約５５重量％〜約７５重量％のグリコリドを含み得、実施形態において、約６０重量％〜約７０重量％のグリコリドを含み得、いくつかの実施形態において、約６５重量％のグリコリドを含み得、約２５重量％〜約４５重量％のトリメチレンカーボネートを含み得、実施形態において、約３０重量％〜約４０重量％のトリメチレンカーボネートを含み得、いくつかの実施形態において、約３５重量％のトリメチレンカーボネートを含み得る。

本開示に従って、フィラメントおよび／またはそこから形成されるバットレスは、フィラメントおよび／またはバットレスの表面の少なくとも一部分を親水性にするために、化学的に修飾される。処理プロセスは、開口部または孔の表面を含む全てまたはほとんどの、基材の表面を親水性にし得る。実施形態において、基材の表面の約２５％〜約９９％が親水性にされ、いくつかの実施形態において、表面の約４０％〜約９５％が親水性にされ、いくつかのさらなる実施形態において、表面の約６０％〜約９０％が親水性にされる。処理プロセスは、親水性を与えるために多孔性基材にコーティングされるべき、または結合されるべき二次的材料を必要としないが、代替の実施形態において、化学的修飾は、表面をより親水性にするための表面へのコーティング材料の沈着からもたらされ得る。

多孔性基材の表面の化学的修飾は、コロナ放電、低圧プラズマ処理、常圧プラズマ処理、または他のプラズマ技術システムによるものであり得る。処理プロセスは、基材の表面を官能基化して、この表面をより親水性にする。

例えば、実施形態において、プラズマ処理が使用される。プラズマは、単一のガス種（例えば、酸素、二酸化炭素、アンモニア、窒素、またはアルゴン）で形成され得る。酸素の使用は、例えば、酸素化タイプの表面活性化（例えば、−ＯＨ基、−ＣＨＯ基、および／または−ＣＯＯＨ基の形成）をもたらす。他のガス、ガスの混合物、揮発性有機分子（例えば、アルコール）の蒸気、水、またはオープンエアプラズマも利用され得ることが想定される。例えば、オゾンは、酸素の代わりに使用され得る。他の例において、プラズマガスは、酸素含有分子、窒素含有分子、またはそれらの混合物を用いて生成され得る。いくつかの実施形態において、プラズマガスは、連続して使用され得る。

上記基材の表面は、酸素、他の荷電化学種、ならびに／または水分子、および生物的分子（例えば、タンパク質）の親水性のドメインの両方との静水相互作用（ｈｙｄｒｏｓｔａｔｉｃ ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ）を増大させる親水性部分の添加により修飾される。次に、望まれていない疎水性の相互作用（例えば、タンパク質の疎水性のドメインの結合、およびタンパク質の本来の構造の喪失）は、基材の表面において低減され、宿主の有害な炎症反応を潜在的に最小にする。

例示的なプラズマ処理装置は図２に示される。プラズマ処理装置２０は、ラック２２（例えば、ステンレス鋼ラック）と１対の平行な電極板２４および電極板２６とを含むチャンバー２１を含み、この電極板２４と電極板２６との間にプラズマが形成される。無線周波数発電機２３は、ポテンシャル源として提供され、発電機２３の出力端末が、接地されている電極板２４および電極板２６に接続されており、それにより、電極板２４と電極板２６との間に電場を発生させるための手段を提供し、その電場において、プラズマが作り出され得、持続され得る。所望のガスであって、このガスからプラズマが形成される、所望のガスを提供するために、装置２０は、ガス入口システム３２を通ってチャンバー２１に接続されているプラズマガス源３０（代表的に、標準的なガスボンベ）を含む。プラズマガス源３０は、供給ライン３４を通るガスの流れを制御するための弁３６を含む。パージガス源４２（例えば、ヘリウム）はまた、ライン４４および弁３８を通ってガス入口システム３２に接続される。減圧ポンプ４０は、チャンバー２１の中のガス圧を低減するためにチャンバー２１に接続される。

代表的な反応において、（例えば、図１に示されるような）多孔性基材は、チャンバー２１内でラック２２上に取り付けられ、電極板２４と電極板２６との間に位置決めされる。あるいは、ラック２２は、多孔性基材がチャンバー２１を通って引っ張られ得るように、移動可能であり得る。あるいは、多孔性基材は、連続的なリールにおけるリール間のプラズマの電場を通って、支持ラックを必要としないリールシステムに移動し得る。減圧ポンプ４０は、チャンバー２１における圧力を低減するように作動される。ガス入口システム３２は、プラズマガス源３０からの反応ガスモノマーが、プラズマを発生させる前に、供給ライン３４を通って、チャンバー２１の中に流れることを可能にするように作動される。

プラズマは、無線周波数発電機２３の出力を電極板２４に印加することによって作り出される。より高い電力のプラズマは基材の表面を分解するだけなので、発電機２３によって供給される電力は、プラズマを持続させるために必要とされる最低限のものである。プラズマと基材との間の反応は、基材における所望の厚さおよび表面エネルギー、ならびに反応蒸気中のガスモノマーの濃度によって決定される期間の間、進行させられる。チャンバー２１内の圧力は、反応期間にわたって適切な圧力を維持するために、キャパシタンスマノメーター４６によって測定される。

反応期間後、プラズマガス源３０からのガスの流れは終結させられ、プラズマを持続している発電機２３からの電力はオフにされ、弁３８が開けられて、ガスがパージガス源４２からチャンバー２１の中に流れることが可能になり、基材の表面の早期汚染を引き起こし得る高度に反応性のラジカルを基材表面からパージする。次に弁３８が閉じられ、チャンバー２１が大気圧に戻るように、チャンバー２１が開けられ、プラズマ処理された基材が外される。

プラズマ処理された基材は次に、当業者の範囲内の任意の手段によって滅菌され得、その手段としては、エチレンオキシド、電子ビーム、γ照射、オートクレービング、プラズマ滅菌などが挙げられるが、これらに限定されない。

処理が行われる条件は、多くの要因（例えば、処理される材料のタイプ、サイズ、厚さ、および多孔度、利用されるガス種のタイプおよび濃度、およびその流量、利用されるプラズマ技術システム、ならびにプラズマ処理条件（例えば、電圧、圧力、温度、持続時間など））に依存し得ることが理解されるべきである。

例えば、プラズマは、約１重量％〜約１００重量％の酸素、窒素、またはアルゴンを含み得、実施形態において、約１５重量％〜約９０重量％の酸素、窒素、またはアルゴンを含み得、いくつかの実施形態において、約２５重量％〜約７５重量％の酸素、窒素、またはアルゴンを含み得る。ガスは、約１０ｓｃｃｍ〜約２００ｓｃｃｍの質量流量を有し得、実施形態において、約２５ｓｃｃｍ〜約１５０ｓｃｃｍの質量流量を有し得、いくつかの実施形態において、約５０ｓｃｃｍ〜約１００ｓｃｃｍの質量流量を有し得る。プラズマ発生電極は、約２５ワット〜約１０００ワットの電力で作動し得、実施形態において、約５０ワット〜約７５０ワットの電力で作動し得、いくつかの実施形態において、約１００ワット〜約５００ワットの電力で作動し得る。処理圧力は、約２５ミリトル〜約５００ミリトルであり得、実施形態において、約５０ミリトル〜約４００ミリトルであり得、いくつかの実施形態において、約１００ミリトル〜約２５０ミリトルであり得る。処理は、１００℃未満の温度で行われ得、実施形態において、周囲温度で行われ得る。曝露の長さは、約１０秒〜約１２０分の範囲に及び得、実施形態において、約３０秒〜約６０分の範囲に及び得、いくつかの実施形態において、約２分〜約３０分の範囲に及び得る。処理条件は、上に議論されたような明記された範囲の外であり得ることが当業者によって認識される。

実施形態において、本開示に従って処理される基材はまた、基材の表面の少なくとも一部分上にポリマーコーティングを形成するために、プラズマ重合プロセスに供され得る。そのような方法は、例えば、米国特許第７，２９４，３５７号に開示され、その開示全体は、本明細書中でこの参考として援用される。

ポリマーコーティングを形成するために使用されるモノマーは、一般に当業者に公知であるプラズマ状態の重合技術を用いて、基材の表面上に直接重合され得る。簡単に言えば、モノマーは、プラズマ状態におけるモノマーを活性化することによって、基材の表面上に重合される。プラズマ状態は、高度に反応性の種を発生させ、この高度に反応性の種は、高度に架橋された高度に分枝鎖状の超薄ポリマーコーティングを形成し、この超薄ポリマーコーティングは、プラズマ重合中に基材の表面上に沈着される。

実施形態において、重合可能な不飽和基を有する適切な有機モノマーまたはモノマーの混合物は、チャンバーの中に導入され、ここでフラグメント化および／または活性化され、活性化されたプラズマガスの他にさらに励起された種を形成する。上記モノマーの励起された種およびフラグメントは、基材の表面と接触すると再結合して、複雑多様な異なる基および化学結合を含む、主として未規定の構造を形成し、基材の表面上に高度に架橋されたポリマーのコーティングを形成する。酸素、窒素、アルゴン、またはこれらの元素を有する分子が、ポリマーコーティングプロセス中にプラズマ反応器内に、またはプラズマプロセス後に、ポリマーコーティングされた基材の酸素または空気への曝露においてのいずれかに存在する場合、ポリマーの沈着は、多様な極性基を含む。

実施形態において、プラズマ重合は、ＰＥＧ様表面を生成するために、溶媒（例えば、ジグリムおよびテトラグリム）を利用し得る。他の実施形態において、プラズマ重合は、フッ素化ポリマー表面を生成するために、フルオロケミカル（例えば、脂肪族フッ素含有ガス）を利用し得る。

基材におけるポリマー沈着の量および相対的な位置は、少なくとも３つの幾何学的要因によって影響される：（１）電極板の場所および電荷の分配；（２）モノマーの流れ；および（３）チャンバー内での基材の位置。実際には、ＲＦ発電機からの電気放電は、チャンバー内の電極板に印加され得、選択されたモノマーは、チャンバーの中に導入され得、エネルギーを与えられてプラズマになり、モノマーによって生成される、豊富なエネルギー値の高いフリーラジカル、およびより少ない量のイオン、および自由電子で電極板間の空間を飽和状態にする。基材が電極板を通過するか、または電極板間に位置決めされる場合、基材の表面に、フリーラジカルが衝突し、ポリマーコーティングの形成をもたらす。

実施形態において、親水性の末端基を有するシロキサンモノマーは、プラズマ重合プロセスにおいて、基材の表面上にポリマーコーティングを生成するために使用され得る。いくつかの実施形態において、単独またはコモノマーと混合された脂肪族ヒドロシクロシロキサンモノマーは、同質または混合の特性のコーティングを有するポリマーコーティングを提供するために利用され得る。例えば、プラズマ重合システムにおいて、反応性官能基化モノマー、有機ベースのモノマー、またはフルオロカーボンモノマーを、脂肪族ヒドロシクロシロキサンモノマーと一緒に導入することによって、選択的なモノマーを有するプラズマ共重合化脂肪族ヒドロシクロシロキサンコーティングの物理的ポアサイズおよび化学的親和性が制御され得る。このことは、特定のタイプのガス、イオン、および分子の間を区別するために、コーティングを必要とする適用に共重合化プラズマポリマーコーティングを使用することを可能にし、また、官能基をポリマーコーティングに導入するために利用され得、それは、次に、親水性の分子をポリマーコーティングに結合させることを助け得る。

基材における開口部は、部分的にまたは完全に充填材材料（例えば、未架橋分子、ヒドロゲル、吸収性ポリマー球、または相互貫通する化学的に架橋もしくはイオンにより架橋されたヒドロゲル）で満たされる。実施形態において、上記充填材材料は、基材における開口部の約５％〜約１００％を満たし得、いくつかの実施形態において、開口部の約１０％〜約８０％を満たし得、いくつかの他の実施形態において、開口部の約２５％〜約７５％を満たし得る。上記充填材材料は、プラズマ処理前に、作製中にバットレスの中に組み込まれ得、および／またはプラズマ処理後に、基材の中に組み込まれ得る。

多孔性基材の構造は、そこから形成されるバットレスまたは他の医学的デバイスの基礎構造を提供し、充填材材料は、基材からの薬物または他の因子の送達のためのレザバーおよび／または医学的デバイスが身体内に移植される場合に組織の治療または細胞の成長を促進するタンパク質、細胞、もしくは成長因子動員部分の保管場所を提供し得る。

例えば、ヒドロゲルは、血液を吸収するための手段として、ならびに創傷部位における血液凝固および止血のためのトロンボゲン形成剤のキャリアとして使用され得る。ヒドロゲルは、組織の内方成長および治療を促進するために、任意の数の結合分子（例えば、細胞接着タンパク質、成長因子、ペプチド、および内在性成長因子捕捉分子（例えば、硫酸ヘパリン））で修飾され得る。実施形態において、充填材材料は、付随する結合相互作用を有する放出可能な因子を含み得、これらの因子は、結合解除および拡散、または充填材材料の分解によって薬剤を放出する。

本開示に従って利用され得る充填材材料の例としては、例えば、抗接着剤；抗菌薬；鎮痛薬；解熱剤；麻酔薬（ａｎｅｓｔｈｅｔｉｃｓ）；抗てんかん薬；抗ヒスタミン薬；抗炎症剤；心臓血管薬物；診断剤；交感神経興奮薬；コリン様作用薬；抗ムスカリン薬；鎮痙薬（ａｎｔｉｓｐａｓｍｏｄｉｃｓ）；ホルモン；成長因子；筋弛緩薬；アドレナリン作用性ニューロン遮断薬；抗新生物薬；免疫原性剤；免疫抑制薬；胃腸管薬物；利尿薬；ステロイド；脂質；リポ多糖類；多糖類；血小板活性化薬物；凝固因子（ｃｌｏｔｔｉｎｇ ｆａｃｔｏｒ）；および酵素が挙げられる。充填材材料の組み合わせが使用され得ることも意図される。

他の充填材材料としては、局所麻酔薬；非ステロイド抗受精剤；副交感神経刺激類似作用剤；精神治療剤；トランキライザー；うっ血除去薬；鎮静催眠薬；ステロイド；スルホンアミド；交感神経興奮剤；ワクチン；ビタミン；抗マラリア薬；抗片頭痛薬；抗パーキンソン剤（例えば、Ｌ−ドパ）；鎮痙薬（ａｎｔｉ−ｓｐａｓｍｏｄｉｃｓ）；抗コリン作用性剤（例えば、オキシブチニン）；鎮咳薬；気管支拡張剤；心臓血管剤（例えば、冠状血管拡張薬およびニトログリセリン）；アルカロイド；鎮痛薬；麻酔薬（ｎａｒｃｏｔｉｃｓ）（例えば、コデイン、ジヒドロコデイノン、メペリジン、モルヒネなど）；非麻酔薬（例えば、サリチレート、アスピリン、アセトアミノフェン、ｄ−プロポキシフェンなど）；オピオイドレセプターアンタゴニスト（例えば、ナルトレキソンおよびナロキソン）；抗がん剤；鎮痙薬（ａｎｔｉ−ｃｏｎｖｕｌｓａｎｔｓ）；制吐薬；抗ヒスタミン薬；抗炎症剤（例えば、ホルモン剤、ヒドロコルチゾン、プレドニゾロン、プレドニゾン、非ホルモン剤、アロプリノール、インドメタシン、フェニルブタゾンなど）；プロスタグランジン；細胞傷害性薬物；化学療法剤；エストロゲン；抗菌剤；抗生物質；抗真菌剤；抗ウイルス剤；抗凝固薬；鎮痙薬；抗うつ薬；抗ヒスタミン薬；および免疫学的剤が挙げられる。

さらに他の適切な充填材材料の例としては、ウイルスおよび細胞；ペプチド、ポリペプチド、およびタンパク質、ならびにそれらの類似体、ムテイン、および活性フラグメント；免疫グロブリン；抗体；サイトカイン（例えば、リンホカイン、モノカイン、ケモカイン）；血液凝固因子；造血因子；インターロイキン（ＩＬ−２、ＩＬ−３、ＩＬ−４、ＩＬ−６）；インターフェロン（β−ＩＦＮ、α−ＩＦＮ、およびγ−ＩＦＮ）；エリスロポイエチン；ヌクレアーゼ；腫瘍壊死因子；コロニー刺激因子（例えば、ＧＣＳＦ、ＧＭ−ＣＳＦ、ＭＣＳＦ）；インスリン；抗腫瘍剤および腫瘍サプレッサー；血液タンパク質、例えば、フィブリン、トロンビン、フィブリノゲン、合成トロンビン、合成フィブリン、合成フィブリノゲン；ゴナドトロピン（例えば、ＦＳＨ、ＬＨ、ＣＧなど）；ホルモンおよびホルモン類似体（例えば、成長ホルモン）；ワクチン（例えば、腫瘍性抗原、細菌性抗原、およびウイルス性抗原）；ソマトスタチン；抗原；血液凝固因子（ｃｏａｇｕｌａｔｉｏｎ ｆａｃｔｏｒ）；成長因子（例えば、神経成長因子、インスリン様成長因子）；骨形成タンパク質；ＴＧＦ−Ｂ；タンパク質インヒビター；タンパク質アンタゴニスト；タンパク質アゴニスト；核酸、例えば、アンチセンス分子、ＤＮＡ、ＲＮＡ、ＲＮＡｉ；オリゴヌクレオチド；ポリヌクレオチド；ならびにリボザイムが挙げられる。

図３Ａに例示されるように、充填材材料５０ａは、当業者の範囲内の従来の方法によって（例えば、溶媒溶液の浸透およびその後の溶媒蒸発によって）、バットレス１０ａの基材１２ａの開口部１４ａ内に埋め込まれる非架橋分子であり得る。上記充填材とともに含まれ得る非架橋分子の例としては、例えば、高分子量ＰＥＧ、ポリアルキレンオキシド、例えば、ＰＬＵＲＯＮＩＣＳ、ＰＥＧ−ポリ（α−ヒドロキシエステル）ブロックコポリマー、ポリ（ビニルピロリドン）、ポリ（ビニルアルコール）、ポリアクリレート、およびポリアクリレートコポリマー、例えば、ポリ（アクリル酸）、ポリ（メタクリル酸）、ポリ（アクリル酸ナトリウム）、ポリ（２−ヒドロキシエチルメタクリレート）、ポリ（カリウムスルホプロピルアクリレート（ｐｏｔａｓｓｉｕｍ ｓｕｌｆｏｐｒｏｐｙｌ ａｃｒｙｌａｔｅ））およびそれらのコポリマー、デキストラン、アルギネート、カルボキシメチルセルロース、キトサン、ヒアルロン酸、フィブリン、ゼラチン、コラーゲン、ラミニン、酸化セルロース、ならびにそれらの組み合わせが挙げられる。

図３Ｂは、ビーズの形態で複数の充填材材料５０ｂを含むバットレス１０ｂを例示する。ビーズ５０ｂは、系統的または無作為な分配パターンで基材１２ｂの開口部１４ｂの少なくとも一部分の中および／またはその上に組み込まれ得る。実施形態において、充填材材料５０ｂ自体は、ビーズ５０ｂの形状にされ得、ビーズ５０ｂへ形成され得る。あるいは、各ビーズは、ある量の充填材材料５０ｂをその中に含むコアを画定する分解可能なポリマー材料から作製されるケーシング（示されない）を含み得る。ビーズ５０ｂは、それらが、感知できるビーズの移動なしで組織部位に送達され得、保持され得るように、バットレス１０ｂ内に閉じ込められ得る。実施形態において、ビーズ５０ｂは、フィラメントが標的表面に沈着されるときに、繊維内結合が形成されるにつれて、ビーズ５０ｂがフィラメント間に閉じ込められるように、バットレス製作中に基材１２ｂの開口部１４ｂの上に吹き付けられ得るか、またはその中に置かれ得る。ビーズ５０ｂは、例えば、ＰＥＧベースのポリマー、デキストラン、ｐＨＥＭＡ、カルボキシメチルセルロース、またはアルギネートから構成されるヒドロゲルから形成され得る。ビーズを形成するための他の材料としては、例えば、単層または多層のビーズとして構成されたポリ（α−ヒドロキシエステル）が挙げられる。いくつかの実施形態において、荷電デキストランビーズは、バットレス１０ｂの中に組み込まれ得る。多様なビーズが本開示のバットレス１０ｂの中に組み込まれ得ることが想定される。

図３Ｃは、充填材材料５０ｃの相互貫通ネットワークを含むバットレス１０ｃを例示する。実施形態において、多孔性基材１２ｃの開口部１４ｃは、ヒドロゲル前駆体で充満させられ、このヒドロゲル前駆体は、架橋されて、バットレス１０ｃにわたって相互貫通ネットワーク５０ｃを形成する。ヒドロゲル前駆体としては、例えば、ＰＥＧポリ（α−ヒドロキシエステル）ブロックコポリマー、ヒアルロン酸、コラーゲン、およびアルギネートが挙げられる。

以下の非限定的な実施例は、本開示に従って形成された基材の改善された湿潤性を例示する。

実施例１
不織材料を約２１５℃の融解温度を有するグリコリドトリメチレンカーボネートコポリマーから形成した。ポリマー樹脂を約１８０℃と約２５０℃との間の温度で溶融押出した。メルトポンプは、ダイヘッドの中に溶融ポリマーを計量しながら供給した。ポリマー溶融物をダイヘッドの穴の並びに通した。種々のダイヘッドのタイプは、直径が０．１３ｍｍ〜０．２５ｍｍの範囲に及ぶ穴の構成を有する。ダイヘッドにおける温度は、ダイヘッドのタイプに依存して、約３０バールのヘッド圧において、約２４０℃であった。ダイから出るポリマー繊維を、圧縮された／吹き付けられる熱気によって、移動するコンベヤーベルトの上に押しつけた。上記熱気は、ポリマーの融解温度よりも熱い約２７０℃と約２９０℃との間の温度を有した。コンベヤーベルトのスピードは、毎分約８メートルであった。上記繊維は、コンベヤーベルトの上に無作為に着地し、数層の厚さに蓄積した。上記繊維が冷却するに従って、これらの繊維が互いに対して圧縮されることを助けるために、コンベヤーベルトの表面を通って吸引を適用した。次に、上記材料をカレンダーロールデバイスの中に導入し、このデバイスは、この繊維材料を加熱し、圧縮した（すなわち、ポリマーの結晶化状態および厚さの均一性を高めた）。次に、上記材料を収集し、保存した。その後のプロセスにおいて、残留モノマーを除去し、ポリマーのあらゆる可能な結晶化を完了させるために、上記材料を約１２０℃の温度で焼きなました。個々の繊維の直径は、５μｍ〜３０μｍの範囲に及んだ。得られた材料は、約５０％〜約９０％の多孔度を有する。上記材料の厚さは、約２３０μｍであった。次に、上記材料をプラズマ処理した。

実施例２
不織バットレスの第１のセットであるセットＡをグリコール酸とトリメチレンカーボネートとのコポリマーから形成した。不織バットレスの第２のセットであるセットＢをグリコリド（６５％）とトリメチレンカーボネート（３５％）とのコポリマーから形成した。各バットレスの繊維は、曲がりくねった経路において、バットレスにわたって延びる相互連結された開口部を規定した。各セットからの１つのバットレスを未処理のままにし、他方、第２のバットレスを、単一ガス雰囲気下で５００ワットで５分間プラズマ処理した。

バットレスによる液体吸収度を観測し、測定するために、血液を真似るために使用される染めたアルブミン溶液のプール中に、各バットレスの外側エッジを保持した。各バットレスについての結果を図４に提供する。図４に示されるように、プラズマ処理されたバットレスは、より大きい液体吸収度を提供した。プラズマ処理されたバットレスの各々の吸い上げる速度を図５に例示する。

実施例３
線維芽細胞増殖について、ポリグリコール酸トリメチレンカーボネート（ＰＧＴＣ）のサンプルを試験し、それは、天然の局所的創傷治療プロセスの指標と考えられる。サンプルのうちのいくつかをプラズマ処理した。プラズマ処理は、極性表面基（例えば、アミノ基またはカルボキル基）を導入することによって、材料の表面の親水性を変化させ得る表面改変技術である。増大した細胞増殖が観測され、それは、インビボでのより大きい治療応答を示し得る。

ＰＧＴＣ、ポリグリコール酸ジオキサノントリメチレンカーボネート（ＰＤＴＣ：Ｐｏｌｙｇｌｙｃｏｌｉｃ Ｄｉｏｘａｎｏｎｅ Ｔｒｉｍｅｔｈｙｌｅｎｅ Ｃａｒｂｏｎａｔｅ）、および組織培養処理されたポリスチレンのフィルムを、インフレートフィルムプロセスを用いて調製した。上記フィルムのうちのいくつかを、減圧プロセスを介した低温ガスプラズマを用いてプラズマ処理した。上記フィルムを、エチレンオキシド滅菌を用いて滅菌した。ポリスチレンフィルムは、既製のコロナ放電プラズマ処理された組織培養ポリスチレンであり、対照として使用された。サンプルは、材料と、それがプラズマ処理されたかどうかと、それがどのように処理されたかとを識別して、下に示される。

捕捉気泡（ｃａｐｔｉｖｅ ｂｕｂｂｌｅ）法を用いて接触角の測定を行った。

図６は、接触角の結果を示す。プラズマプロセスＰ５０は、ＰＤＴＣおよびＰＧＴＣ上の接触角を減少させたが、プロセスＰ５３は、ＰＧＴＣ上のみの接触角を減少させた。

図７および図８は、ＰＧＴＣについて、プラズマ処理によって著しく影響を受けた細胞増殖を示す。ＰＤＴＣについて、最初の細胞付着は、プラズマ処理によってそれほど影響を受けず、増殖速度は、それほど影響を受けなかったので、ＰＧＴＣについての結果は、驚くべきことである。

図９は、サンプルについてのコラーゲン発現を示す。驚くことに、Ｐ５３を用いてプラズマ処理されたフィルム上の１細胞当たりに生成される平均コラーゲンは、他のサンプルおよび対照よりも高かった。プラズマ処理されたＰＧＴＣ上で培養された細胞は、膜状仮足構造および糸状仮足構造の強い拡張および伸長を示した。

本開示はまた、以下の項に記載される局面を組み込む。

１． 吸収性外科手術バットレスを作製する方法であって、該方法は、複数の繊維を生成することと、該複数の繊維が互いに接着し、不織材料を形成するように該複数の繊維を収集することと、該不織材料の表面を化学的に修飾または官能基化するように構成されたイオン化可能ガス種またはイオン化可能ガス種の組み合わせを用いて、該不織材料の該表面の少なくとも一部分をプラズマ処理することと、該不織材料を外科手術バットレスのための所望の形状に切断することとを含む、方法。

２． 上記イオン化可能ガス種は、空気、水蒸気、酸素、窒素、アルゴン、およびそれらの組み合わせからなる群から選択される、項１に記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。

３． 上記繊維が溶融押出される、項１〜２のうちのいずれか１つに記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。

４． 上記繊維がダイヘッドから出るとき、および該繊維が収集される前に、該繊維に熱気を吹き付けることをさらに含む、項１〜３のうちのいずれか１つに記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。

５． 上記繊維が上記ダイヘッドから出るとき、および該繊維が収集される前に、該繊維に熱気を吹き付けることをさらに含み、該熱気は、該繊維の融解温度以上の温度を有する、項１〜４のうちのいずれか１つに記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。

６． 上記繊維は、該繊維が冷却すると収集される、項１〜５のうちのいずれか１つに記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。

７． 上記繊維は、ラクチドホモポリマー、グリコリドホモポリマー、ポリジオキサノンホモポリマー、グリコリドトリメチレンカーボネートコポリマー、グリコリドラクチドコポリマー、グリコリドジオキサノントリメチレンカーボネートコポリマー、およびグリコリドカプロラクトントリメチレンカーボネートラクチドコポリマーからなる群から選択されるポリマーから溶融押出される、項１〜６のうちのいずれか１つに記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。

８． 上記繊維は、生体吸収性ポリマー材料から作製される、項１〜７のうちのいずれか１つに記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。

９． 上記ポリマーの融解温度は、約１８０℃と約２５０℃との間である、項１〜８のうちのいずれか１つに記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。

１０． 上記ポリマーの融解温度は、約８０℃と約１９０℃との間である、項１〜９のうちのいずれか１つに記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。

１１． 上記熱気は、約２７０℃と約２９０℃との間の温度を有する、項１〜１０のうちのいずれか１つに記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。

１２． 上記繊維は、コンベヤーの表面において収集される、項１〜１１のうちのいずれか１つに記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。

１３． 上記不織材料をプラズマ処理する前に、該不織材料に熱および圧力をかけることをさらに含む、項１〜１２のうちのいずれか１つに記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。

１４． 上記不織材料は、線状外科手術ステープラーの形状に対応する形状に切断される、項１〜１３のうちのいずれか１つに記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。

１５． 上記不織材料は、環状外科手術ステープラーの形状に対応する形状に切断される、項１〜１４のうちのいずれか１つに記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。

１６． 上記繊維は、約１４０℃と約１８５℃との間の融解温度を有する、グリコリド、カプロラクトン、トリメチレンカーボネート、およびラクチドのコポリマーを溶融押出することによって生成される、項１〜１５のうちのいずれか１つに記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。

１７． 上記繊維に吹き付けられる熱気は、約１８５℃と約１９５℃との間の温度を有する、項１〜１６のうちのいずれか１つに記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。

１８． 上記繊維は、約８０℃と約１２５℃との間の融解温度を有するジオキサノンを溶融押出することによって生成される、項１〜１７のうちのいずれか１つに記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。

１９． 上記ジオキサノン繊維に吹き付けられる空気は、約１４５℃と約１５５℃との間の温度を有する、項１〜１８のうちのいずれか１つに記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。

２０． 吸収性外科手術バットレスであって、該吸収性外科手術バットレスは、互いに接着した複数の繊維を有する不織材料を含み、該繊維は、溶融押出された生体吸収性ポリマー材料から形成され、該不織材料は、該不織材料の表面が化学的に修飾または官能基化されるように、該表面の少なくとも一部分においてプラズマ処理され、該不織材料は、該外科手術バットレスのための所望の形状に切断される、吸収性外科手術バットレス。

２１． 上記繊維は、ラクチドホモポリマー、グリコリドホモポリマー、ポリジオキサノンホモポリマー、グリコリドトリメチレンカーボネートコポリマー、グリコリドラクチドコポリマー、グリコリドジオキサノントリメチレンカーボネート、およびグリコリドカプロラクトントリメチレンカーボネートラクチドからなる群から選択されるポリマー材料から形成される、項２０に記載の吸収性外科手術バットレス。

２２． 上記繊維は、約１８０℃と約２５０℃との間の融解温度を有するポリマー材料から形成される、項２０〜２１のうちのいずれか１つに記載の吸収性外科手術バットレス。

２３． 上記繊維は、約８０℃と約１９０℃との間の融解温度を有するポリマー材料から形成される、項２０〜２２のうちのいずれか１つに記載の吸収性外科手術バットレス。

２４． 上記不織材料は、線状外科手術ステープラーの形状に対応する形状に切断される、項２０〜２３のうちのいずれか１つに記載の吸収性外科手術バットレス。

２５． 上記不織材料は、環状外科手術ステープラーの形状に対応する形状に切断される、項２０〜２４のうちのいずれか１つに記載の吸収性外科手術バットレス。

２６． 親水性表面を有する医学的デバイスを調製する方法であって、上記方法は、酸素、窒素、アルゴン、およびそれらの組み合わせからなる群から選択されるガス種を用いて、多孔性医学的デバイスの表面の少なくとも一部分をプラズマ処理することを含み、このガス種は、医学的デバイスの表面を官能基化して親水性表面を形成するように構成される、方法。

２７． プラズマ処理することは、医学的デバイスをチャンバー内の１対の電極板間に置くことと、上記ガス種をこのチャンバーの中に放出することと、プラズマを持続するために１対の電極板間に電場を発生させることとを含む、項２６に記載の方法。

２８． プラズマ処理することは、チャンバーへのガス種の流れを終結することと、不活性ガスを用いて医学的デバイスの表面をパージすることとをさらに含む、項２７に記載の方法。

２９． プラズマ処理された医学的デバイスを滅菌することをさらに含む、項２６〜２８のうちのいずれか１つに記載の方法。

３０． 充填材材料を医学的デバイスの開口部の中に導入することをさらに含む、項２６〜２９のうちのいずれか１つに記載の方法。

３１． 医学的デバイスの表面の少なくとも一部分を親水性の末端基を含むモノマーでコーティングすることをさらに含む、項２６〜３０のうちのいずれか１つに記載の方法。

３２． 官能基化モノマーをガス種とともにチャンバーの中に導入することによって、これらのモノマーと、医学的デバイスの表面の少なくとも一部分とを重合させることをさらに含む、項２６〜３１のうちのいずれか１つに記載の方法。

３３． 親水性表面を提供するために官能基化されるプラズマ処理された多孔性基材を含み、この多孔性基材は、その中の開口部の少なくとも一部分内に埋め込まれる充填材材料を含む、医学的デバイス。

３４． 上記基材は、バットレス、メッシュ、足場、移植片、リング、縫合糸、パッチ、スリング、綿撒糸、成長マトリックス、薬物送達デバイス、創傷プラグ、軟組織修復デバイス、外科手術プロテーゼ、創傷包帯、遮蔽物、およびガーゼからなる群から選択される、項３３に記載の医学的デバイス。

３５． 上記基材は、合成の生分解可能なポリマーから製作される、項３３および３４のうちのいずれか１つに記載の医学的デバイス。

３６． 上記合成の生分解可能なポリマーは、ラクチド、グリコリド、カプロラクトン、トリメチルカーボネート、ジオキサノン、ならびにそれらのコポリマーおよび組み合わせからなる群から選択される、項３３〜３５のうちのいずれか１つに記載の医学的デバイス。

３７． 上記基材は、繊維製であり、その繊維間に形成される開口部を含む、項３３〜３６のうちのいずれか１つに記載の医学的デバイス。

３８． 上記基材は、不織である、項３３〜３７のうちのいずれか１つに記載の医学的デバイス。

３９． 上記充填材材料は、未架橋分子、ヒドロゲル、吸収性ポリマー球、相互貫通する化学的に架橋もしくはイオンにより架橋されたヒドロゲル、およびそれらの組み合わせからなる群から選択される、項３３〜３８のうちのいずれか１つに記載の医学的デバイス。

上の記載は、多くの詳細を含むが、これらの詳細は、本開示の範囲に関して限定するものと解釈されるべきではなく、その実施形態の単なる例示と解釈されるべきである。１つの例示的実施形態に関連して例示されるか、または記載される要素および特徴が、本開示の範囲から外れることなく別の例示的実施形態の要素および特徴と組み合わせられ得ること、ならびにそのような改変およびバリエーションがまた、本開示の範囲内に含まれることが意図されることが想定される。当業者は、本開示の範囲および趣旨内である多くの他の可能性のあるバリエーションを想定する。

１０、１０ａ、１０ｂ バットレス

Claims (20)

1. 吸収性外科手術バットレスを作製する方法であって、該方法は、
   複数の繊維を生成することと、
   該複数の繊維が互いに接着し、不織材料を形成するように該複数の繊維を収集することと、
   該不織材料の表面を化学的に修飾または官能基化するように構成されたイオン化可能ガス種またはイオン化可能ガス種の組み合わせを用いて、該不織材料の該表面の少なくとも一部分をプラズマ処理することと、
   該不織材料を外科手術バットレスのための所望の形状に切断することとを含む、方法。
2. 前記イオン化可能ガス種は、空気、水蒸気、酸素、窒素、アルゴン、およびそれらの組み合わせからなる群から選択される、請求項１に記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。
3. 前記繊維が溶融押出される、請求項１に記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。
4. 前記繊維がダイヘッドから出るとき、および該繊維が収集される前に、該繊維に熱気を吹き付けることをさらに含む、請求項３に記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。
5. 前記繊維が前記ダイヘッドから出るとき、および該繊維が収集される前に、該繊維に熱気を吹き付けることをさらに含み、該熱気は、該繊維の融解温度以上の温度を有する、請求項３に記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。
6. 前記繊維は、該繊維が冷却すると収集される、請求項４に記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。
7. 前記繊維は、ラクチドホモポリマー、グリコリドホモポリマー、ポリジオキサノンホモポリマー、グリコリドトリメチレンカーボネートコポリマー、グリコリドラクチドコポリマー、グリコリドジオキサノントリメチレンカーボネートコポリマー、およびグリコリドカプロラクトントリメチレンカーボネートラクチドコポリマーからなる群から選択されるポリマーから溶融押出される、請求項１に記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。
8. 前記繊維は、生体吸収性ポリマー材料から作製される、請求項１に記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。
9. 前記ポリマーの融解温度は、約１８０℃と約２５０℃との間である、請求項３に記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。
10. 前記ポリマーの融解温度は、約８０℃と約１９０℃との間である、請求項３に記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。
11. 前記熱気は、約２７０℃と約２９０℃との間の温度を有する、請求項４に記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。
12. 前記繊維は、コンベヤーの表面において収集される、請求項１に記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。
13. 前記不織材料をプラズマ処理する前に、該不織材料に熱および圧力をかけることをさらに含む、請求項１に記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。
14. 前記不織材料は、線状外科手術ステープラーの形状に対応する形状に切断される、請求項１に記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。
15. 前記不織材料は、環状外科手術ステープラーの形状に対応する形状に切断される、請求項１に記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。
16. 前記繊維は、約１４０℃と約１８５℃との間の融解温度を有する、グリコリド、カプロラクトン、トリメチレンカーボネート、およびラクチドのコポリマーを溶融押出することによって生成される、請求項４に記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。
17. 前記繊維に吹き付けられる熱気は、約１８５℃と約１９５℃との間の温度を有する、請求項１６に記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。
18. 前記繊維は、約８０℃と約１２５℃との間の融解温度を有するジオキサノンを溶融押出することによって生成される、請求項４に記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。
19. 前記ジオキサノン繊維に吹き付けられる空気は、約１４５℃と約１５５℃との間の温度を有する、請求項１８に記載の吸収性外科手術バットレスを作製する方法。
20. 吸収性外科手術バットレスであって、該吸収性外科手術バットレスは、互いに接着した複数の繊維を有する不織材料を含み、該繊維は、溶融押出された生体吸収性ポリマー材料から形成され、該不織材料は、該不織材料の表面が化学的に修飾または官能基化されるように、該表面の少なくとも一部分においてプラズマ処理され、該不織材料は、該外科手術バットレスのための所望の形状に切断される、吸収性外科手術バットレス。