JP2020036784A - 人工血管 - Google Patents

Abstract

【課題】内壁における微細凹凸が小さく、免疫系細胞が吸着されにくい人工血管を提供する。【解決手段】人工血管１０は、人工血管本体１２と、人工血管本体１２の内壁を被覆する炭素質膜１１とを備えている。炭素質膜１１に被覆された内壁は、水蒸気吸着等温線が脱離ヒステリシスを有する。また、圧力を調整可能なチャンバ内に、多孔性の人工血管本体を配置し、原料ガスを供給し、人工血管本体の内部にプラズマを発生させて、内壁を炭素質膜により被覆する工程を備え、人工血管本体は、非導電性の外筒内に収容された状態でチャンバ内に配置し、外筒は、一方の端部に放電電極が配置され、他方の端部は開放されており、放電電極と、外筒から離間して設けられた対向電極との間に断続的に交流バイアスを印加することにより製造される。【選択図】図１

Description

本開示は人工血管及びその製造方法に関する。

近年需要が増大している医療用材料に、人工血管がある。一般的に用いられている人工血管は、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）を延伸して多孔質化したｅＰＴＦＥ（expanded-polytetrafluoroethylene）からなる。ｅＰＴＦＥは生体適合性に優れた材料であるが、細径人工血管の開存性の面では十分ではない。特に、直径６ｍｍ未満のｅＰＴＦＥ製人工血管の使用は非常に閉塞リスクが高い。

細い人工血管として、ヒトや動物由来の材料を用いたものが存在するが、安全性や安定供給の面で問題がある。このため、生体由来ではない閉塞しにくい細い人工血管が求められている。

ｅＰＴＦＥからなる人工血管を閉塞しにくくするために、人工血管の内壁に対して種々の改質が試みられている。例えば、ｅＰＴＦＥの内壁に生体適合の樹脂層を設けることが検討されている（例えば、特許文献１及び２を参照。）。

特開２０１５−１６７８２２号公報 特開２００６−２６３１４４号公報

しかしながら、このような樹脂層は、ｅＰＴＦＥの内壁から剥離しやすく、人工血管を長期に使用する上で問題となる。また、人工血管の内壁に微細な凹凸を形成してしまうため、マクロファージ等の免疫系細胞が表面に吸着され、厚い内膜が不均一に形成され、逆に閉塞しやすくなるという問題がある。

本開示の課題は、内壁における微細凹凸が小さく、免疫系細胞が吸着されにくい人工血管を実現できるようにすることである。

本開示の人工血管の一態様は、人工血管本体と、人工血管本体の内壁を被覆する炭素質膜とを備え、炭素質膜に被覆された内壁は、水蒸気吸着等温線が脱離ヒステリシスを有する。

人工血管の一態様において、炭素質膜に被覆された内壁は、画像解析による微細算術平均粗さが２．５以下とすることができる。

人工血管の一態様において、炭素質膜に被覆された内壁は、免疫系細胞吸着量が、２０個／ｍｍ以下とすることができる。

人工血管の製造方法の一態様は、内部圧力を調整可能なチャンバ内に、多孔性の人工血管本体を配置し、炭化水素を含む原料ガスを供給した状態において、人工血管本体の内部にプラズマを発生させて、人工血管本体の内壁を炭素質膜により被覆する工程を備え、人工血管本体は、内径が人工血管本体の外径よりも大きい非導電性の外筒内に収容された状態でチャンバ内に配置し、外筒は、一方の端部に放電電極が配置され、他方の端部は開放されており、放電電極と、外筒から離間して設けられた対向電極との間に断続的に交流バイアスを印加し、炭素質膜により被覆された内壁は、水蒸気吸着等温線が脱離ヒステリシスを有する。

人工血管の製造装置の一態様は、内部圧力を調整可能なチャンバと、チャンバ内に炭化水素ガスを供給するガス供給部と、チャンバ内に設けられた放電電極及び対向電極と、放電電極と対向電極との間に断続的に交流電圧を印加する電源部とを備え、放電電極を、人工血管本体を収容する外筒の一方の端部に取り付け、対向電極を外筒から離間した状態として放電させることにより、外筒内にプラズマを発生させて、人工血管本体の内壁に炭素質膜を形成し、炭素質膜に被覆された内壁は、水蒸気吸着等温線が脱離ヒステリシスを有する。

本開示の人工血管によれば、免疫系細胞が吸着されにくく、長期間に亘り閉塞を防止することができる。

一実施形態に係る人工血管を示す断面図である。 人工血管の製造装置を示す模式図である。 放電電極の接続部分を示す断面図である。 放電電極の接続部分の変形例を示す断面図である。 放電電極の接続部分の変形例を示す断面図である。 対向電極の変形例を示す断面図である。 実施例１における人工血管の表面を示す電子顕微鏡写真である。 比較例１における人工血管の表面を示す電子顕微鏡写真である。 比較例２における人工血管の表面を示す電子顕微鏡写真である。 実施例１における人工血管の水蒸気吸着等温線である。 比較例１における人工血管の水蒸気吸着等温線である。 実施例１における人工血管の窒素吸着等温線である。 比較例１における人工血管の窒素吸着等温線である。 実施例１における人工血管の埋め込み後の状態を示す顕微鏡写真である。 比較例１における人工血管の埋め込み後の状態を示す顕微鏡写真である。

図１に示すように、実施形態の人工血管１０は、細孔１３を有する多孔質化したｅＰＴＦＥ（expanded-polytetrafluoroethylene）からなる人工血管本体１２と、本体１２の内壁を被覆する炭素質膜１１とを備えている。

本開示において炭素質膜とは、国際標準化機構（ＩＳＯ）による規格化が進められている水素化アモルファスカーボン膜及びポリマーライクカーボン膜に代表される炭素を含む膜である。

ｅＰＴＦＥからなる人工血管本体１２の内壁には微細な凹凸が存在しており、この微細な凹凸はマクロファージ等の免疫系細胞が人工血管内壁に吸着する足場となる。表面平滑性が高い炭素質膜を形成することにより、免疫系細胞が吸着しにくい表面とすることができる。

本開示において免疫系細胞とは、好中球、好酸球、マクロファージ、及びリンパ球等を含む白血球細胞を意味する。

具体的に、炭素質膜１１により被覆された人工血管１０の内表面（炭素質膜１１の表面）は、画像解析による微細算術平均粗さ（ＩＡＲａ）が好ましくは２．５以下、より好ましくは２．０以下、さらに好ましくは１．５以下である。また、画像解析による微細二乗平均平方根高さ（ＩＡＲｑ）が好ましくは３．０以下、より好ましくは２．５以下、さらに好ましくは２．０以下である。また、未処理の人工血管の表面粗さにより規格化した、規格化算術平均粗さ（ＳＩＡＲａ）は好ましくは０．９以下、より好ましくは０．７以下、さらに好ましくは０．５以下であり、規格化二乗平均平方根高さ（ＳＩＡＲｑ）は好ましくは０．８以下、より好ましくは０．７以下、さらに好ましくは０．５以下である。ＩＡＲａ及びＩＡＲｑは、実施例において述べる方法により測定することができる。

炭素質膜１１により被覆された人工血管１０は、水蒸気吸着等温線が、脱離ヒステリシスを示し、窒素吸着等温線が脱離ヒステリシスを示さないことが好ましい。水蒸気吸着等温線及び窒素吸着等温線は、実施例において述べる方法により測定することができる。

また、炭素質膜１１により被覆された人工血管１０の内表面における水に対する接触角が好ましくは１０５°以下、より好ましくは１０３°以下、さらに好ましくは１００°以下である。ここでいう水に対す接触角は、実施例において述べる方法により測定することができる。

炭素質膜１１により被覆され、内表面における平滑性及び親水性が炭素質膜１１に被覆されていない人工血管本体１２よりも向上した本実施形態の人工血管１０は、免疫系細胞の吸着量を大幅に低減し、閉塞しにくくすることができる。具体的に、炭素質膜１１により被覆された人工血管１０の内表面への免疫系細胞の吸着量は、好ましくは２０個／ｍｍ以下、より好ましくは１５個／ｍｍ以下、さらに好ましくは１０個／ｍｍ以下、よりさらに好ましくは６個／ｍｍ以下である。免疫系細胞の吸着量は、実施例に示す方法により測定することができる。

本実施形態の人工血管１０は、炭素質膜を形成した場合に、人工血管内における炭素質膜のばらつきを小さく抑えることができ、人工血管１０の両端部及び中央部のいずれにおいても、上記の表面状態を維持することができる。具体的に、長さが１５０ｍｍの人工血管１０を約２ｃｍずつに分割した場合、内表面のＩＡＲａ、ＩＡＲｑ、親水性度合い、及び内表面への免疫系細胞の吸着量は各部位においてほぼ一定である。

図１においては、人工血管本体１２を貫通する貫通孔として細孔１３を記載しているが、人工血管本体１２はこのような構成に限らず、網目状に細孔が存在する多孔質構造とすることができ、細孔１３内にも炭素質膜１１が被覆されていてよい。また、人工血管本体１２の外壁についても炭素質膜１１により被覆されていてもよい。

人工血管本体１２の内壁への炭素質膜１１の被覆は以下のようにして行うことができる。図２は、炭素質膜１１の成膜装置の一例を示している。成膜装置は、内部に成膜対象の人工血管本体１２を収容するチャンバ１０１を有している。チャンバ１０１には、真空排気部１１０と、チャンバ１０１内に成膜用のガスを供給するガス供給部１１５とが接続されており、内部の圧力を調整することができる。

本実施形態において、真空排気部１１０は、真空ポンプ１１２とバルブ１１３とを有している。本実施形態において、ガス供給部１１５は、ボンベ１１６とマスフローコントローラ１１７とを有している。ガス供給部１１５は、複数のガスを供給するようにもできる。

本実施形態において、電源部１２０は、電圧発生器１２１と増幅器１２２とを有しており、放電電極１２５と対向電極との間に交流電圧を印加する。対向電極は、接地電極であり、チャンバ１０１の内壁となっている。

チャンバ１０１内には、外筒１０４内に収容された人工血管本体１２が配置される。外筒１０４は、内部にプラズマを発生させるために、人工血管本体１２と同様に非導電性とする。具体的には、プラスチック等とする。外筒１０４は可撓性を有する軟質の材料により形成することも、硬質の材料により形成することもできる。透明又は半透明とすることによりプラズマの発生を目視により確認できるという利点が得られる。

外筒１０４の一方の端部を、放電電極１２５の位置に配置し、他方の端部は開放状態とする。チャンバ内を減圧した後、ガス供給部１１５から炭化水素を含む原料ガスを供給し、交流電圧を放電電極１２５と対向電極であるチャンバ１０１の内壁との間に印加する。交流電圧の印加により放電電極１２５の周囲において温度が上昇する。これにより外筒１０４内の圧力が、外筒１０４外よりも若干低くなり、放電電極１２５付近において炭化水素のプラズマが発生する。外筒１０４の他端は解放されているため、生成したプラズマは外筒１０４内を解放端側へ移動し、外筒１０４内の全体にプラズマが発生する。これによって、外筒１０４内に収容された人工血管本体１２の内壁面に炭素質膜１１が形成される。

外筒１０４の内径は人工血管本体１１の外径よりも太く、長さは人工血管本体１２の全体を収容できる長さ以上であればよい。壁面に細孔等が存在しない外筒１０４内に、人工血管本体１２を収容することにより、壁面に細孔を有し内側と外側とに圧力差が生じにくい多孔性の人工血管本体１２の内壁に炭素質膜１１を形成することができる。

外筒１０４の内径を人工血管本体１２の外径とほぼ一致させ、人工血管本体１２の外壁面と外筒１０４の内壁面との間にほぼ隙間がない状態とすることにより、実質的に人工血管本体１２の内側にのみプラズマが存在し、内壁面のみに成膜することができる。人工血管本体１２の外壁面と外筒１０４の内壁面との隙間を大きくすることにより、人工血管本体１２の外側にもプラズマが存在する状態となり、人工血管本体１２の内壁面だけでなく外壁面にも成膜することができる。

チャンバ１０１内を原料ガスで十分に置換する観点から、成膜前にチャンバ内を一旦１×１０^-3Ｐａ〜５×１０^-3Ｐａ程度まで減圧することが好ましい。原料ガスに含まれる炭化水素は、通常のＣＶＤ法において用いられる、メタン、エタン、プロパン、ブタン、エチレン、アセチレン及びベンゼン等を用いることができ、取り扱いの観点からメタンが好ましい。また、原料ガスには、テトラメチルシラン等の有機ケイ素化合物や、ヘキサメチルジシロキサン等の酸素含有有機ケイ素系化合物を気化させて用いることもできる。原料ガスは、必要に応じてアルゴン、ネオン及びヘリウム等の不活性ガスにより希釈して供給することができ、取り扱いの観点からアルゴンにより希釈することが好ましい。希釈する場合、炭化水素と不活性ガスとの比率は、１０：１〜１０：５程度とすることが好ましい。

人工血管本体１２の内壁に均一に炭素質膜を形成する観点から、原料ガスを供給した状態で、チャンバ１０１内の圧力は５Ｐａ〜２００Ｐａ程度とすることが好ましい。また、原料ガスのフローレートは５０ｓｃｃｍ〜２００ｓｃｃｍ程度とすることができる。

成膜の際に放電電極１２５に印加するバイアス電圧は、１ｋＶ〜２０ｋＶ程度とすることができる。放電電極の損傷や温度上昇を避ける観点から１０ｋＶ以下とすることが好ましい。交流電圧の周波数は、１ｋＨｚ〜５０ｋＨｚ程度とすることが好ましい。交流電圧は、温度上昇を抑える観点から、断続的に加えるパルスバイアスとすることが好ましい。交流をバースト波とする場合には、パルス繰り返し周波数を３ｐｐｓ〜５０ｐｐｓ程度とすることが好ましい。外筒１０４の内径、成膜時間、交流印加電圧等にもよるが、パルス繰り返し周波数を３０ｐｐｓ程度以下とすることによりチューブ温度を２００℃以下とすることができる。成膜速度を高くしたい場合には、パルス繰り返し周波数を高くし、温度上昇を抑えたい場合はパルス繰り返し周波数を低くすればよい。

放電を安定させ、炭素質膜の密着性を得るために、放電電極１２５にオフセット負電圧を印加することが好ましい。オフセット電圧は０〜３ｋＶ程度とすることができる。

人工血管本体１２の材質は、特に限定されないが、多孔性のｅＰＴＦＥとすることができる。この他、ポリエステル及び他の合成樹脂等とすることもできる。

人工血管本体１２の内径は特に限定されないが、好ましくは１０ｍｍ以下、より好ましくは６ｍｍ以下、さらに好ましくは４ｍｍ以下、好ましくは０．１ｍｍ以上、より好ましくは０．２ｍｍ以上である。人工血管本体１２の長さも特に限定されないが、人工血管又はカテーテル等の場合には好ましくは２ｃｍ以上、より好ましくは４ｃｍ以上、さらに好ましくは１０ｃｍ以上である。均一に成膜する観点から好ましくは５ｍ以下、より好ましくは３ｍ以下、さらに好ましくは１．５ｍ以下である。但し、成膜条件を調整することにより５ｍ以上の人工血管本体１２の内壁に成膜することも可能である。

放電電極１２５は、外筒１０４の一方の端部に配置されていればよい。本実施形態において、放電電極１２５が外筒１０４の端部に配置されている状態は、以下のいずれの状態であってもよい。まず、図３に示すように、放電電極１２５の少なくとも先端が外筒１０４の内部に位置している状態とすることができる。この場合、放電電極１２５の先端が、人工血管本体１２の内部に位置していてもよい。また、図４に示すように、外筒１０４の端部に電極コネクタ１０３が接続されており、放電電極１２５の少なくとも先端が電極コネクタ１０３の内部に位置している状態とすることができる。電極コネクタ１０３は絶縁性のチューブ等により形成することができる。図４において、電極コネクタ１０３を、外筒１０４に外嵌するチューブとしたが、電極コネクタ１０３を外筒１０４に内嵌するチューブとすることもできる。また、複数のチューブを組み合わせて電極コネクタ１０３を形成することもできる。この場合、外筒１０４との接続部分には硬質の材料を用い、それ以外の部分には可撓性を有する材料を用いれば、取り扱いが容易となる。

放電電極１２５は、外筒１０４又は電極コネクタ１０３の内径よりも外径を小さくして、放電電極１２５側の端部から外筒１０４内に原料ガスが供給されるようにすることができる。また、図５に示すように、放電電極１２５を中空として外筒１０４内に原料ガスが供給されるようにすることもできる。

放電電極１２５は、導電性であればよく、例えば金属とすることができる。金属の場合、耐食性等の観点からステンレス鋼が好ましい。細管を貫通するように金属の電極を挿入すると、電極から細管への金属の移行が生じるおそれがある。しかし、本実施形態の成膜装置の場合、電極コネクタ１０３を用いれば金属の影響はほとんど生じない。電極コネクタ１０３を用いない場合においても、放電電極１２５から５ｃｍ程度以上離れた位置においては、金属の影響はほとんど生じない。金属の影響を避ける観点からは、放電電極１２５を炭素電極とすることが好ましい。本実施形態の成膜装置の場合、炭素電極も容易に形成することができる。

本実施形態において、対向電極をチャンバ１０１の内壁としたが、図６に示すように対向電極１２６を外筒１０４を挟んで放電電極１２５と対向するように配置することもできる。対向電極１２６をこのように配置することにより、交流電圧を低くしても安定してプラズマを発生させることができる。これに限らず対向電極１２６はチャンバ内のどの位置に設けてもよい。対向電極１２６が外筒１０４と接していてもプラズマを発生させることができる。但し、発熱等の観点からは、外筒１０４と離間して設けることが好ましい。

人工血管本体１２の内壁に形成する炭素質膜１１の膜厚は特に限定されないが、人工血管１００の内表面の平滑性を向上させる観点から、好ましくは３ｎｍ以上、より好ましくは１０ｎｍ以上である。また、剥離等を防止する観点からは好ましくは５０ｎｍ以下、より好ましくは３０ｎｍ以下である。

成膜時間は、長尺細管の内径、交流電圧、パルス繰り返し周波数等の成膜条件にもよるが、人工血管本体１２の内壁面が完全に炭素質膜１１に覆われるようにする観点から、好ましくは２分以上、より好ましくは３分以上である。また、生産性の観点からは好ましくは６０分以下、より好ましくは３０分以下、さらに好ましくは１０分以下である。

＜装置＞
図２に示す成膜装置により、試料の内壁面に炭素質膜を形成した。チャンバ１０１は、直径が２００ｍｍで、長さが５００ｍｍのステンレス容器とした。チャンバ１０１には真空排気部１１０及びガス供給部１１５が接続されており、電源部１２０は、電圧発生器１２１（IWATSU製SG-4104）と増幅器１２２（NF Corporation製HVA4321）とにより構成した。放電電極１２５は、直径６ｍｍ、長さ７０ｍｍのステンレス電極とした。ガス供給部１１５は、メタンガスのボンベ１１６からマスフローコントローラ１１７を介して原料ガスを供給する構成とした。バルブの開度及びガス供給量を制御することにより、チャンバ１１０内の圧力を調整した。

＜人工血管への成膜＞
内径が４ｍｍで長さが１５０ｍｍのシリコンチューブ製の外筒内に、内径が３ｍｍ、厚さが０．３５ｍｍで、長さが１５０ｍｍのｅＰＴＦＥ製人工血管（ゴアテックス社製、SGTW-0315BT）を入れて所定の時間成膜を行った。

原料ガスはＣＨ₄とし、流量は９６．２ｃｃｍ（室温）とし、チャンバ内の圧力は３９．０６Ｐａとした。成膜の際のバイアス電圧は５ｋＶとし、周波数は１０ｋＨｚとした。交流電圧の印加は、パルス繰り返し周波数が１０ｐｐｓ又は３０ｐｐｓとなるように断続的に、５分間行った。なお、成膜の際には増幅器により２ｋＶのオフセットを印加した。

＜微細表面粗さの測定＞
微細表面粗さは、人工血管の内壁面を撮影した電解放出型走査電子顕微鏡（日立ハイテクノロジーズ社、S-4800）写真を画像処理することにより算出した。まず、倍率１００Ｋ倍の電子顕微鏡写真の１２９０×９６０の部分をピクセル数５０×５０の画像としてコンピュータに取り込んだ。取り込んだ各ピクセルの輝度に基づいて、各ピクセルの相対的な高さの値を算出しこれをピクセル値とした。次に、算出したピクセル値に含まれるノイズをTrend filtering（Tibshirani, R.: Adaptive piecewise polynomial estimation via trend filtering, Annals of Statistics, 42(1), 285-323, 2014を参照。）により除去した。ノイズ除去を行ったピクセル値から、以下の式（１）に基づいて画像解析による微細算術平均粗さ（ＩＡＲａ）を算出し、以下の式（２）に基づいて画像解析による微細二乗平均平方根高さ（ＩＡＲｑ）を算出した。なお、ｎは２５００とし、５０×５０のピクセルすべてを対象として演算を行った。また、得られたＩＡＲａ及びＩＡＲｑの値を未処理の人工血管のＩＡＲａ及びＩＡＲｑの値で割った値を、それぞれ規格化ＩＡＲａ及び規格化ＩＡＲｑとした。

＜吸着等温線の測定＞
長さ１０ｍｍに切断した人工血管を試料管に１０個入れ、このサンプルについて、ガス吸着装置（マクロトラックベル社製、ベルソープ１８）を用いて、水蒸気吸脱着等温線及び窒素吸脱着等温線を求めた。試料は脱ガスを行うため、前処理を行った。処理温度は１００℃とした。処理時間は３〜８時間とし、脱ガスが充分にできた状態で終了させた。水蒸気については、吸着温度を２５℃とした。０．４ｋＰａ〜２．９ｋＰａの圧力範囲（相対圧０．１１〜０．９１）において、圧力を上げながらほぼ等間隔に２０点について吸着量を測定した後、圧力を下げながら１１点について測定した。窒素については、吸着温度を−１９６℃とした。５．３ｋＰａ〜１０１ｋＰａの圧力範囲（相対圧０．０５〜１．０）において、圧力を上げながらほぼ等間隔に２７点について吸着量を測定した後、圧力を下げながら１４点について測定した。

＜接触角の測定＞
接触角測定器（協和界面科学社製、DropMaster500）を用いて、炭素質膜が形成された厚さが０．１ｍｍのｅＰＴＦＥシート表面の水に対する接触角を測定した。水の滴下量は２μＬとした。

＜免疫系細胞吸着量の測定＞
体重３５ｋｇのオスヤギに全身麻酔・ヘパリン管理下にて左右側頚部にそれぞれ人工血管によりArterial-Venous（A-V）シャントを作成した。人工血管の長さは約５ｃｍとした。

ヤギをアスピリン内服管理下にて８週間飼育した後、全身麻酔・ヘパリン管理下において左右の人工血管を動静脈と一塊に摘出した。摘出した血管を、生理食塩水にて洗浄した後、１０％ホルマリンにより固定し、パラフィン包埋して切片を作成した。切片は人工血管の横断面が現れるように作成した。作成した切片をHematoxylin-Eosin（ＨＥ）染色した後、顕微鏡下において免疫系細胞の個数及び人工血管の壁面長さ（血管長）を測定し、血管長１ｍｍ当たりの免疫細胞系吸着量を算出した。７つの切片について血管長１ｍｍ当たりの吸着量を測定し、その平均値を求めた。観察時の倍率は１００倍とした。

（実施例１）
成膜時間を５分として人工血管の内壁に炭素質膜を形成した。得られた、炭素質膜を形成した人工血管の表面状態を図６Ａに示す。図７Ａに示すＳＥＭ画像におけるＩＡＲａは０．９５、ＩＡＲｑは１．２であった。未処理の人工血管のＩＡＲａにより規格化した規格化ＩＡＲａは０．３４、未処理の人工血管のＩＡＲｑにより規格化した規格化ＩＡＲｑは０．３２であった。水蒸気吸着等温線は、脱離ヒステリシスを有していた（図８Ａ）。一方、窒素吸着等温線には、脱離ヒステリシスは認められなかった（図９Ａ）。また、水に対する接触角は９８°であった。本実施例の人工血管をヤギの左側頚部に埋め込んだ結果、図１０Ａに示すように免疫系細胞の吸着は少なく吸着量の平均値は、３個／ｍｍであった。

（比較例１）
炭素質膜を形成していない人工血管の表面の表面状態を図７Ｂに示す。図７Ｂに示すＳＥＭ画像におけるＩＡＲａは２．８、ＩＡＲｑは３．６であった。水蒸気吸着等温線及び窒素吸着等温線のいずれにも、脱離ヒステリシスは認められなかった（図８Ｂ、図９Ｂ）。また、水に対する接触角は１３２°であった。本比較例の人工血管をヤギの右側頚部に埋め込んだ結果、図１０Ｂに示すように人工血管の内壁面に多数の免疫系細胞が吸着しており、吸着量の平均値は、２９個／ｍｍであった。

（比較例２）
成膜時間を１分とした以外は実施例１と同様にして炭素質膜を形成した。得られた、炭素質膜を形成した人工血管の表面状態を図７Ｃに示す。水蒸気吸着等温線及び窒素吸着等温線のいずれにも、脱離ヒステリシスは認められなかった。また、水に対する接触角は１０７°であった。

実施例１における炭素質膜を形成した人工血管は、水蒸気吸着等温線の脱離ヒステリシス及び水に対する接触角の値から示されるように、未処理の人工血管及び比較例２における人工血管よりも親水性となっている。また、表面の平滑性が向上しており、免疫系細胞の吸着量を大幅に低減できた。

本開示の人工血管は、内壁における微細凹凸が小さく、免疫系細胞が吸着されにくく、医療用の人工血管として有用である。

１０１ チャンバ
１０２ 長尺細管
１０３ 電極コネクタ
１０４ 外筒
１１０ ガス供給部
１２０ 電源部
１２１ 電圧発生器
１２２ 増幅器
１２５ 放電電極
１２６ 対向電極

Claims (5)

1. 人工血管本体と、前記人工血管本体の内壁を被覆する炭素質膜とを備え、
   前記炭素質膜に被覆された内壁は、水蒸気吸着等温線が脱離ヒステリシスを有する、人工血管。
2. 前記炭素質膜に被覆された内壁は、画像解析による微細算術平均粗さが２．５以下である、請求項１に記載の人工血管。
3. 前記炭素質膜に被覆された内壁は、免疫系細胞吸着量が、２０個／ｍｍ以下である、請求項１又は２に記載の人工血管。
4. 内部圧力を調整可能なチャンバ内に、多孔性の人工血管本体を配置し、炭化水素を含む原料ガスを供給した状態において、前記人工血管本体の内部にプラズマを発生させて、前記人工血管本体の内壁を炭素質膜により被覆する工程を備え、
   前記人工血管本体は、内径が前記人工血管本体の外径よりも大きい非導電性の外筒内に収容された状態で前記チャンバ内に配置し、
   前記外筒は、一方の端部に放電電極が配置され、他方の端部は開放されており、
   前記放電電極と、前記外筒から離間して設けられた対向電極との間に断続的に交流バイアスを印加し、
   前記炭素質膜により被覆された内壁は、水蒸気吸着等温線が脱離ヒステリシスを有する、人工血管の製造方法。
5. 内部圧力を調整可能なチャンバと、
   前記チャンバ内に炭化水素ガスを供給するガス供給部と、
   前記チャンバ内に設けられた放電電極及び対向電極と、
   前記放電電極と前記対向電極との間に断続的に交流電圧を印加する電源部とを備え、
   前記放電電極を、人工血管本体を収容する外筒の一方の端部に取り付け、前記対向電極を前記外筒から離間した状態として放電させることにより、前記外筒内にプラズマを発生させて、前記人工血管本体の内壁に炭素質膜を形成し、
   前記炭素質膜に被覆された内壁は、水蒸気吸着等温線が脱離ヒステリシスを有する、人工血管の製造装置。