JP4828176B2 - 新規かつ改善された表面特性を有するデバイス - Google Patents
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Description
本発明は、例えば、血液凝固診断（止血分析）または脈管処置のための凝結しているもしくは凝結した血液または血液成分の凝結物の人工的表面に対する粘着強度の増加を必要とする医学的応用の分野に関する。
創傷が出血を停止すること、即ち、身体が止血の適切な機構を有していることは、生存に必須である。血液凝結のプロセスは、外因子もしくは内因子のいずれか、例えば、それぞれ、組織因子（ＴＦ）またはハーゲマン因子（第ＸII）によって、損傷または炎症の場合に活性化され得る。両活性化チャンネルは、トロンビン形成を生じるカスケードの共通の支流で存続している。トロンビン自体は、最終的に、血液凝結物のタンパク質バックボーンを表すフィブリン線維の形成を開始する。
血液が適切な凝結物を形成する能力を評価し、血液凝結物の安定性を決定するための多様な方法が導入されている。試験の１つのグループは、「粘弾性方法」という用語でまとめられる。これらの方法の共通の特徴は、最初のフィブリン線維形成から、フィブリン溶解による血液凝結物の溶解までの血液凝結物の堅固性（またはそれに依存する他のパラメータ）が連続的に決定されることである。凝結物は、脈管損傷の部位で血圧および剪断応力に耐性でなければならないため、血液凝結物の堅固性は、インビボで止血に重要な機能的パラメータである。凝結物の堅固性は、複数の相互連結プロセス：凝固活性化、トロンビン形成、フィブリン形成および重合、血小板活性化ならびにフィブリン−血小板相互作用から生じ、フィブリン溶解により損なわれる。従って、粘弾性モニタリングの使用によって、凝固系のそれらのすべての機構を評価することができる。
第１の粘弾性方法は、「トロンボエラストグラフィー」（非特許文献１）と呼ばれる。トロンボエラストグラフィーでは、サンプルは、左右に約５°周期的に回動するカップに配置される。ピンは、トーションワイヤによって自在に懸架されている。凝結物が形成されると、それはトーションワイヤの逆方向の運動量に対し、カップの運動をピンへ伝達する。ピンの運動は連続的に記録され、時間に対してプロットされる。
フィブリンバックボーンは、血液含有カップの２つの表面とそれに押し込まれたピンとの間の機械的、弾性的連結を作製する。従って、１つもしくはそれ以上の活性化因子を添加することによって誘導される進行中の凝固プロセスを観察することができる。この方法では、患者の止血状態の多様な欠損を示し、適切な医学的介入に使用することがある。
本来のトロンボエラストグラフィー技術（トロンボエラストメトリー(thromboelastometry)とも呼ばれる）の改変については、カバラリー(Cava11ari)ら（特許文献１）、ドゥ(Do)ら（特許文献２）、コーエン(Cohen)（特許文献３）、ハルテルト(Hartert)ら（特許文献４）およびカラチス(Calatzis)ら（特許文献５）に記載されている。
凝固診断に使用されるすべての方法の共通の特徴は、血液凝結物が２つのシリンダ本体の間に配置され、血液凝結物が２つの本体を結合する能力が決定されることである。しかし、フィブリンネットワークがこれらの２つの本体、即ち、カップおよびピンの表面に十分に結合する限りにおいてでしか、測定値を評価することはできない。線維が部分的にでも引き離される場合、測定値の外乱は、この影響と線溶亢進の病理学的なパターンとの間の干渉のため、解釈を困難にする。不幸なことに、フィブリンネットワークのそのような裂傷は、例えば、血液疾患患者（血小板増加症）の血液において認められるような血小板濃度が増加する場合に生じ得る。これらの患者では、血液凝結物の強度が増強し、これはプラスチック表面に非常に強力な力を及ぼすことができ、該力は材料から凝結物を引き離すことができる。この理由のため、血液凝結物粘着強度の増強は、治療確実性をかなり改善する。
'４０年代の間から'７０年代までにトロンボエラストメトリーに使用される本来のカップおよびピン材料はステンレス鋼であった。これらのカップおよびピンは測定間に清浄にされ、再使用された。
トロンボエラストメトリーが開発された時、医学的実験室で使用されるほとんどのデバイスは再使用され、通常、鋼鉄、他の金属、ガラスまたは他の耐久性のある材料から作製された。'６０年代〜'７０年代の間、これらのデバイスのほとんどは、プラスチックから作製されるディスポーザブル品に入れ代わった。これらのプラスチック部は、注入成型または等価な技術によって、通常経済的に製造される。
トロンボエラストメトリーにおける使用のためにディスポーザブルのカップおよびピンについては、ドゥ(Do)らによる（特許文献２）およびズッカーマン(Zuckerman)による（特許文献６）に記載されている。（特許文献６）では、カップおよびピンの注入成型に使用される鋳型の粗化プロセスに関与するカップおよびピン材料のための製造プロセスが開示されている。鋳型の粗化は、注入成型によって製造されるプラスチック部の表面粗部を増強するための一般的な手法である。（特許文献６）には、サンドブラストによる成型の機械的粗化について記載されている。
カップおよびピンの表面を粗化し、それによってカップおよびピンの表面に対する血液の粘着を増強するために鋳型を粗化するアプローチは、いくつかの欠点を有する。
血液−プラスチック相互作用が、特に、単一のプラスチックおよびフィブリン分子の顕微鏡的範囲において、生じる。対照的に、注入成型プロセスによって製造される粗部は、はるかに大きな範囲である。このため、注入成型によって製造されるプラスチック表面は、血液凝結物の制限された粘着しか提供しない。このことは、通常の血液の分析には十分であり得るが、血液中に、プラスチック表面に対するフィブリンの粘着に競合する因子が存在する場合、不適切である。
血液の表面に対する再現性のある粘着を得るためには、再現性のある表面粗部を有することが極めて重要である。
しかし、注入成型の表面粗部は鋳型の長期間使用の間に変化し、また、新たな鋳型を製造しなければならない場合、または同じ部品の製造のために、（複数の空隙注入成型ツールにおいて）いくつかの空隙が使用される場合、変動する。
先に適用されたツールと比較して、注入成型ツール上に同一の表面粗部を到達させるためのプロセスは極めて高価であり、時間を浪費する。いくつかの表面の改変は実施する必要があり得、サンプル部を製造および評価しなければならない。
さらに、注入成型によって製造される表面特性は、いくつかの注入成型パラメータ（圧力、温度）に依存して、ならびに適用されるプラスチック材料のバッチによって、変動する。
人工的表面で固着する改善された血液凝結物もまた、インプラントまたは特別な動脈シーリングのために必要とされる。両方のいずれの場合においても、表面特性は、凝固した血液の十分な粘着を可能にしなければならない。インプラントの場合、血液凝結物は、組織再生の足場としての役割を果たす。ほとんどのポリマー表面は、一般に、血小板およびフィブリンなどの血液固有の凝固成分を結合する良好な能力を示すが、最大引き裂き力は、より高い血圧または脈管運動の場合に適切ではない。このことから考えて、人工的表面における血液固着能力を改善することは、非常に満足な脈管シーリングの使用を可能にする。
結論として、診断ならびに生体医学用途のためのプラスチック表面上に対する血液凝結物の粘着強度を改善するための方法が強く所望される。
最近１０年間の間に、血液接触における医学的デバイスの生体適合性を増強するためのかなり圧倒的多数のプラズマ応用が開示されている（例えば、特許文献７；特許文献８；特許文献９）。これらの試みは、人工的表面の一般的な血液親和性を減少し、従って、不利な血液凝結および／または組織堆積を妨害するために行われた。報告された応用は、手術用機器およびインビボインプラントならびに血液保存および診断目的のためのディスポーザブル品を含有する。
（特許文献１０）より、例えば、ポリスチレン部の表面をプラズマで処置して、そのようなポリマーから作製された表面との接触で、血液の凝結活性化をさらに促進することは公知である。
本発明の目的は、デバイスを提供することであって、該デバイスの表面には血液凝結物が高い粘着強度で粘着する。また、本発明の目的は、表面に対する血液凝結物または血液成分の凝結物の粘着が増強されるように、表面を調製するための方法を提供する。本発明のさらなる目的は、より信頼性の高い凝固分析のためのデバイスを提供することである。
該目的は、請求項１に記載の血液の凝結物または血液成分の凝結物に結合するためのデバイス、請求項１７に記載の血液の凝結物または血液成分の凝結物に結合するためのデバイス、および請求項２３に記載の凝固分析のためのデバイスの表面を処置する方法によって、達成される。
表面を処置する方法は、表面に対する血液または血液成分の凝結物の血液粘着強度が、非処置表面と比較して、増加するという点で、特に有利である。
凝固診断のためのデバイスは、そのようなデバイスの極めて重要な目的である異常な血液特性の場合においても、血液または血液成分の凝固特性が高い信頼性で測定することができるという先行技術よりも優れた利点を有する。
以下、本発明の第１の実施形態を考慮して、本発明を説明する。本発明の第１の実施形態に従えば、血液サンプル２の凝固特性を測定するためのデバイス１が提供される。
デバイス１は、基本的に円筒形の形状であるカップ３を含む。カップ３は、それが静止状態であるように基部４に付着され、基部４に対して運動することができない。
シャフト５は、それがカップに対して回動可能であるように、例えば、ボールベアリングによって基部４に接続される。弾性素子（細い金属ばね）６は、カップおよび基部に対するシャフトの回動運動のための回復力を提供する。シャフトには、基本的に円筒形の外形を有するプローブ７が着脱自在に接続される。測定中、プローブは、血液サンプル２がプローブとカップの内部側壁との間にあるように、カップの内部に配置される。
シャフトの側壁には、シャフト５の回動位置を高い精度で検出することができるように、光源１０からの光束９を光検出器１１へ反射するための鏡が付着される。
ボールベアリングを使用すると、衝撃および振動に対する高い感受性ならびにピンがカップ３へ懸架されている凝固診断ツールの他の問題が排除される。
操作では、カップは静止状態であり、プローブ７は、弾性素子によって、約±５°の範囲で往復回動する。カップ３中のサンプルが凝結し始めると、それは、プローブ７およびカップの表面に付着する。それによって、血液凝結物はカップ３とプローブ７またはプローブ７に接続したシャフト５との間にカップリングを形成する。血液凝結によりプローブ７とカップ３との間にカップリングが形成される場合、シャフト５がもはやまったく回動しないように、シャフト５の回動運動に対してトルクが作用する。
カップ３およびプローブ７は基本的に円筒形の形状であり、ここで、プローブ７がカップ３の内部に配置され得るように、プローブ７の外径はカップ３の内径よりも小さい。
本発明のカップ３およびプローブ７は、ポリマー、好ましくは、サイロライト(Cyrolite)（登録商標）から作製される。例えば、（特許文献１０）において開示されるように、影響を受けた凝固活性化は測定結果の変造をもたらすため、サイロライト(Cyrolite)（登録商標）は、プラズマ処置の前後で凝固活性化に影響を及ぼさないという利点を有する。
本発明に従って、カップ３およびプローブ７を製造する工程において、下記の方法を使用した。
カップ３およびプローブ７の表面を、図２に示されるように、プラズマチャンバシステム２０において処置する。プラズマチャンバシステムは、示されていないバルブを介して減圧ポンプ２３に接続された排気口２２および示されていないプロセスガス供給源に接続された吸気口２４を有する容器２１を含んでなる。容器には、ＨＦ発電機２６に接続された２つの電極２５ａおよび２５ｂが提供される。２つの電極間には、カップ３およびプローブ７が配置され、ＨＦ発電機２６によって２つの電極２５ａ、２５ｂ間において発生するプラズマによって処置されるサンプル容積が存在する。
特定の例では、プラズマ表面処置を以下のパラメータで行った。
・温度Ｔ＝２９３Ｋ（室温）
・圧力Ｐ＝１ｍｂａｒ
・プロセス時間ｔ＝６０分間
・プローブ容積あたりの出力密度Ｐ／Ｖ＝１０Ｗ／ｌ
・ＨＦ発電機の周波数ｆ＝４０ｋＨｚ
・プロセスガス：酸素
・温度Ｔ＝２９３Ｋ（室温）
・圧力Ｐ＝１ｍｂａｒ
・プロセス時間ｔ＝６０分間
・プローブ容積あたりの出力密度Ｐ／Ｖ＝１０Ｗ／ｌ
・ＨＦ発電機の周波数ｆ＝４０ｋＨｚ
・プロセスガス：酸素
低圧プラズマ表面処置に使用されるプラズマチャンバシステムは、ディナ・エレクトロニック(Diener electronic)、独国ナーゴルト(Nago1d,Germany)より市販されているテトラ(Tetra)−１００システムである。
カップ３およびプローブ７は、示されていない充填ロックを介して、サンプル容積中の上記の容器２１に充填される。次いで、容器２１は、１ｍｂａｒ未満の圧力まで排気される。排気後、プロセスガスとして酸素を容器２１に導入する。次いで、容器２１内の圧力を制御して、一定圧ｐ＝１ｍｂａｒとし、周波数ｆ＝４０ｋＨｚの放電を発生させる。プラズマ処置は、ｔ＝６０分間持続させる。その後、示されていない充填ロックを介して、容器２１からカップ３またはプローブ７を取り出す。
本発明の上記の表面処置の第１の効果は、カップ３およびプローブ７の表面テクスチャは、顕微鏡範囲で、表面処置後（図４Ｅと４Ｆとを比較すること）に電子顕微鏡画像上で隣接する局所最大値間で測定したときに粗部が５０〜２５０ｎｍ（ナノ粗部）の平均ピーク間距離であり、粗部平均Ｒａ＝１０〜５０ｎｍに概ね対応し、ここで、Ｒａは、ＡＳＭＥ規準Ｂ４６.１−２００２に従って規定されることを特徴とすることができるようなものであることである。記載の表面処置前の表面の粗部は、先に記載のナノ粗部によって重ね合わされる。５０〜２５０ｎｍの平均ピーク間距離は、粗部平均Ｒａ＝１０〜５０ｎｍに概ね対応する（ＡＳＭＥ規準Ｂ４６.１−２００２に従って測定される）。図３Ａは、非処置表面３０に対する凝固した血液の粘着の略図である一方、図３Ｂは、プラズマ処置表面３１に対する凝固した血液の粘着の略図である。図３Ａまたは３Ｂのそれぞれにおいて、凝固した血液のフィブリン鎖３２、活性化された血小板３３、および赤血球３４が認められる。表面粗部のピーク間距離がフィブリン鎖のディメンションの範囲にある（フィブリン鎖の長さは約５０ｎｍである）という事実のため、表面プラズマ処理によって得られる表面テクスチャは、フィブリン鎖および活性化された血小板の粘着に理想的な条件を提供する。
図４Ａ〜４Ｆでは、異なるポリマー材料に対するプラズマ処置の効果を示す。図４Ａ〜４Ｆに白色棒は３μｍに相当する。図４Ａは、プラズマ処置前のＰＴＦＥの表面テクスチャを示し、図４Ｂは、プラズマ処置後の同テクスチャを示す。図４Ｃは、プラズマ処置前のＰＯＭの表面テクスチャを示し、図４Ｄは、プラズマ処置後の同テクスチャを示す。図４Ｅは、プラズマ処置前のサイロライト(Cyrolite)（登録商標）の表面テクスチャを示し、図４Ｆは、プラズマ処置後の同テクスチャを示す。図４Ｂ、４Ｄおよび４Ｆから、本発明に従うプラズマ処置後の詳細な表面テクスチャは、使用したポリマー材料に依存して、かなり異なる形状を示し得ることが明らかにされ得る。
本発明に従うプラズマ処置後の詳細な表面テクスチャもまた、使用したプロセスガスに依存して、極めて異なり得る。
本発明に従う上記のプラズマ処置の第２の効果は、強力な清浄効果である。表面の混入は、プラズマにおける原子もしくは分子との純粋な機械的相互作用によってエッチング除去されるか、またはラジカルとの化学的反応によって「燃焼する」かのいずれかによる。このような表面清浄は、医学的に使用されるプラスチック部に対する品質管理の必要性について本質的に重要である。先の製造工程とは独立して、プラズマ処置後にはむしろ完全な表面純粋性が得られるため、さらなる任意の費用がかかる純化工程を除外することができる。混入のエッチングと燃焼との間の分布比は、主に、使用したプロセスガスに依存するが、表面特性に極わずかな影響しか及ぼさない。
本発明に従うプラズマ表面処置の第３の効果は、組み入れられたガス分子またはイオンの被覆層の発生である。表面でのさらなる表面変化の存在は、活性化されたフィブリン鎖または血小板に対する固着点の数の増加を提供する。しかし、止血分析デバイスでは、使用するポリマー材料について、プラズマ分子を注意深く選択し、凝固活性化の加速を防止しなければならない。なぜならこのような挙動は得られる結果を変造するからである。
本発明の第１の実施形態に従う上記の表面処置の第４の効果を図５に示す。
図５は、正常な（即ち、非線溶亢進性）ドナー血液サンプルについての最大凝結物堅固性に対する６０分後に測定した凝結物堅固性の比を示す。この比は、ＣＬＩ６０指数とも呼ばれ、測定中のカップまたはプローブの表面由来のフィブリンネットワークの部分的破壊により低下する。従って、ＣＬＩ６０指数は、カップおよびプローブの表面に対する凝固した血液の粘着強度に対する良好な指標である。
全体的に、上記の凝固診断のためのデバイスに、血小板(thrombocyte(platelet))を約８００.０００／μｌの最終濃度で添加した後、２０の異なるドナーサンプルを２回反復測定した。第１の組の測定は、非処置のカップおよびプローブを使用して行った。第２の組の測定は、処置したカップおよびプローブを使用して行った。非処置カップおよびプローブを使用する測定についてのＣＬＩ６０指数がより低い値であれば、カップおよびプローブの表面由来のフィブリン鎖に部分的破壊があることを示す。従って、同じ血液サンプルについて、処置したカップおよびプローブを使用して測定されたＣＬＩ６０指数が高いほど、カップおよびプローブの表面に対する凝固した血液の粘着がより良好であることを示す。
８５％未満の値（図５の破線）は、一般に、止血均衡の線溶亢進性機能不全であることを示す。従って、任意の機能不全を伴わない正常な血液サンプルについて８５％を超える値を測定することは重要である。そのような場合にのみ、凝固診断によって、高い信頼度で線溶亢進性機能不全を決定することができる。処置したカップおよびプローブを使用したすべての測定では、ＣＬＩ６０指数の値は８５％を超えたが、非処置のカップおよびプローブを使用した測定では、多くの測定で、８５％未満の値が認められた。
ＣＬＩ６０指数（または４５分後に得られるＣＬＩ４５指数）は、しばしば線溶亢進の診断のために使用されるため、フィブリンネットワークの不十分な表面粘着によるより低い値は、止血分析の潜在的リスクである。血小板含有量の顕著な増加を伴う患者の血液は、より稠密な凝結パッキングのために表面から無理に離れる傾向があるため、誤った測定値を除外することができない。今回、本方法において使用されるディスポーザブル品にプラズマ処置を適用することによって、この危険性を十分に排除することが可能となった。
上記のプラズマ処置の第５の効果を、ウロキナーゼを添加することによって、線溶亢進が人工的に誘導されたサンプルについて示す。同一の血液サンプルをウロキナーゼで処置し、線溶亢進性挙動を刺激した。処置した表面を伴うカップおよびプローブを使用した測定の結果を図６Ａに示す一方、非処置表面を伴うカップおよびプローブを使用した測定の結果を図６Ｂに示す。第１の実施形態に従うカップおよびプローブを使用する場合、線溶亢進の病理学的パターンは、いずれの表面処置を伴わないカップおよびプローブを使用した測定と比較して、約１０〜１５分間だけ加速され、この方法では、例えば、極めて重要な手術の状況において、より迅速な医学的作用を可能にする。
従って、ここで開示する方法は、複数の様式で凝固分析を改善することが高度に可能である。
本発明の第２の実施形態に従う動脈シーリングを図７に見ることができる。動脈シーリング４０は、外部シーラント４１および内部シーラント４２を含んでなる。外部シーラント４１および内部シーラント４２は、接続片４３によって接続され、動脈切開部（動脈穿刺または損傷）４４を挟んで、穿刺された動脈４５を止血する。
内部シーラント４２は動脈４５内に配置される一方、外部シーラント４１は動脈４５の外側で内部シーラント４２に対向して配置される。内部および外部シーラント４２、４１は、好ましくは、生体吸収性ポリマー（例えば、コラーゲン、ポリエステルアミド、ポリグリコール酸、ポリ乳酸、ポリジオキサノン）から作製され、良好なシーリング効果を得るために、上記の表面プラズマ処置によって処置される。プラズマ処置は、塞栓または卒中を生じ得るシーリングからの血液凝結物破壊の可能性を著しく減少する。
第２の実施形態では、上記の第１の実施形態におけるように、本発明に従うプラズマ処置によって同じ効果が得られる。
ほとんどのポリマーの表面は、一般に、血小板およびフィブリンなどの血液固有の凝固成分を結合する良好な能力を示すが、最大引き裂き力は、より高い血圧または脈管運動の場合に適切ではない。このことから考えて、人工的表面における血液固着能力を改善することは、非常に満足な脈管シーリングの使用を可能にする。
本説明の第１の実施形態に従うカップおよびプローブは、好ましくは、サイロライト（Ｃｙｒｏｌｉｔｅ）（登録商標）から作製されることが記載されている。しかし、それもまた、プラズマ処置後であっても凝固活性化に影響を及ぼさない他の任意のポリマーから作製され得る。そのようなポリマーのさらなる例に、ポリエチレンまたはアクリル性プラスチック（例えば、ポリメチルメタクリレート）がある。５０〜２５０ｎｍの平均ピーク間距離を伴うナノ粗部を作製することについて記載した。
しかし、５００ｎｍ未満の平均ピーク間距離を伴う任意のナノ粗部を使用して、凝固した血液もしくは凝固した血液成分の粘着強度を増加することが可能であり、用いた放電強度および処置時間に依存して、上記の方法により製造することができる。５００ｎｍ未満の平均ピーク間距離は、１００ｎｍ未満の粗部平均Ｒａに概ね相当する（ＡＳＭＥ規準Ｂ４６.１−２００２に従って測定される）。
カップおよびプローブについては、基本的に円筒形の形状であり、それぞれ、基本的に円筒形の外形を有すると説明されている。しかし、当業者であれば、他の形状のカップおよび／またはプローブも本発明の範囲内にあることを理解するであろう。特に、特定の実施態様では、（１）プローブをカップの内部に配置し、（２）カップの内部側壁が、凝固した血液または凝固した血液成分に結合させようとするデバイスの機能的表面として作用することを可能にする任意の形状のカップおよびプローブも本発明の範囲内にある。特に、本明細書の他の箇所において説明したように、カップの内部側壁とプローブとの間に配置された血液が、凝結時に、カップとプローブとの間にカップリングを形成することを可能にする任意のカップ／プローブの形状の組み合わせも本発明の範囲内にある。
第２の実施形態に従う動脈シーリングは、本発明に従うプラズマ処置で処置された生体材料の例として記載した。しかし、プラズマ処置は、医学的応用のための他の任意の生体材料に使用することができ、ここで、生体材料の表面特性は、凝固したまたは凝固している血液の十分な粘着を可能にしなければならない。インプラントの場合、血液凝結物は、組織再生の足場としての役割を果たす。
本発明の上記の特定の例に従う表面プラズマ処置について、プロセスガスとして酸素を使用したものを記載した。しかし、他のいくらのプロセスガスを使用することも可能であり、さらなる例には、窒素（Ｎ2）、希ガス（例えば、Ａｒ）、空気、Ｈ2Ｏ、ＣＦ4／Ｏ2混合物またはそれらの任意の混合物がある。
本発明の上記の特定の例に従う表面プラズマ処置については、低圧（１ｍｂａｒ）で行うことを記載した。しかし、他の任意の圧力レジーム(pressure regime)で、プラズマ処置を適用することも可能である。好ましくは、プロセス圧力は０.５ｍｂａｒ〜５ｂａｒの範囲にある。
本発明の上記の特定の例に従う表面プラズマ処置について、６０分間のプロセス時間の間に適用することを記載した。しかし、他のプロセス時間も可能である。プラズマ処置の上記の効果は、プロセス時間が増加すると、より強度になる。
プロセス時間が長いほど、製造コストが増加する。好ましくは、プロセス時間は１５分間〜１２時間の範囲にある。
プラズマの他の出力密度も可能である。プラズマの出力密度が高いほど、上記の所望される効果を得るのに必要な時間は短くなる。しかし、出力密度が過度に高いと、処置した部分を融解または崩壊させる。好ましくは、出力密度は１Ｗ／ｌ〜１００Ｗ／ｌの範囲にある。
本発明に従う表面プラズマ処置は、４０ｋＨｚの周波数を有するＨＦプラズマを使用することに限定されない。他の任意の周波数を伴うプラズマを使用することは可能である（例えば、ラジオ周波数１３.５６ＭＨｚもしくはマイクロ波周波数２.４５ＧＨｚまたは静電場）。好ましくは、プラズマの周波数は１ｋＨｚ〜１０ＧＨｚの範囲にある。
本発明に従う表面プラズマ処置は、２９３Ｋで行われるプラズマ処置に限定されない。他の温度を使用することもできる。温度が高いほど、処置する部分のガス放出がより良好である一方、温度が低いと発生するガスの量が減少する。好ましくは、プロセス温度は２００Ｋ〜３６０Ｋの範囲にある。
プラズマ処置によって、化学活性、テクスチャ構造およびポリマー表面の無菌純粋性を変化させることについては上に記載されている。しかし、プラズマ活性化プロセスガスの代わりにＵＶレーザー活性化プロセスガスによる表面の処置によって、化学活性、テクスチャ構造およびポリマー表面の無菌純粋性を変化させることも可能である。
さらなる電荷、原子、分子、イオンまたは官能基を表面に組み入れることによって、表面を修飾し、活性化されたフィブリンもしくは血小板に増加した数の固着点を提供することについて記載した。しかし、イオン化された原子または分子による処置の代わりに化学的方法によって、凝固した血液の表面への粘着を増強する機能的スポットを組み入れることも可能である。
表面プラズマ処置の上記の方法に従えば、１つの部分が、一度にプラズマチャンバシステム内でプラズマに暴露される。しかし、例えば、１つもしくはいくつかのトレイまたはプラズマチャンバシステム内の連続回転ドラムを用いることによって、１つを超える部分を同時に処置することも可能である。
１ デバイス
２ 血液サンプル
３ カップ
４ 基部
５ シャフト
６ 弾性素子
７ プローブ
９ 光束
１０ 光源
１１ 光検出器
２０ プラズマチャンバシステム
２１ 容器
２２ 排気口
２３ 減圧ポンプ
２４ 吸気口
２５ａ 電極
２５ｂ 電極
２６ ＨＦ発電機
３０ 非処置表面
３１ プラズマ処置表面
３２ フィブリン鎖
３３ 活性化された血小板
３４ 赤血球
４０ 動脈シーリング
４１ 外部シーラント
４２ 内部シーラント
４３ 接続片
４４ 動脈切開部
４５ 穿刺された動脈
２ 血液サンプル
３ カップ
４ 基部
５ シャフト
６ 弾性素子
７ プローブ
９ 光束
１０ 光源
１１ 光検出器
２０ プラズマチャンバシステム
２１ 容器
２２ 排気口
２３ 減圧ポンプ
２４ 吸気口
２５ａ 電極
２５ｂ 電極
２６ ＨＦ発電機
３０ 非処置表面
３１ プラズマ処置表面
３２ フィブリン鎖
３３ 活性化された血小板
３４ 赤血球
４０ 動脈シーリング
４１ 外部シーラント
４２ 内部シーラント
４３ 接続片
４４ 動脈切開部
４５ 穿刺された動脈
Claims (25)
- 血液の凝結物または血液成分の凝結物に結合するためのデバイス（３、７）の非処理表面（３０）を処置する方法であって、
前記非処理表面は、ＰＴＦＥ、ＰＯＭおよびサイロライト（登録商標）からなる群より選択されるポリマー材料で構成され、
処理表面（３１）に対する凝固した血液または凝固した血液成分（３２、３３、３４）の表面粘着強度が前記非処理表面（３０）と比較して増加し、かつ血液の凝固活性化が変化しないように、物理的、化学的または電気化学的表面処置を適用する工程を含み、
前記非処理表面（３０）に対する処置は、前記非処理表面（３０）をイオン化された原子または分子に曝露し、
前記曝露は、０.１〜５ｍｂａｒのＡｒ、Ｏ 2 、Ｎ 2 、Ｈ 2 Ｏ、空気および希ガスからなる群より少なくとも１種類選択されるガスをプロセスガスとして使用し、１ｋＨｚ〜１００ＧＨｚの周波数の放電を１Ｗ／ｌ〜１００Ｗ／ｌの範囲の出力密度で１５〜５００分間２００Ｋ〜３６０Ｋのプロセス温度で適用する
ことを特徴とする方法。 - 前記イオン化された原子または分子は高周波放電または静電放電によって発生する、請求項１に記載の方法。
- １０ｋＨｚ〜１０ＧＨｚの間の周波数の放電が適用される、請求項１または２に記載の方法。
- イオン化された原子および分子はＵＶレーザーによって発生する、請求項１に記載の方法。
- 前記表面をイオン化された原子に暴露する工程は室温で行われる、請求項１〜４のいずれか１項に記載の方法。
- 表面処置は、前記デバイスの表面粗度が変更される、請求項１〜５のいずれか１項に記載の方法。
- 表面処置は、変更された表面粗部でみられるピーク間の距離が、２５〜５００ｎｍの範囲であることを特徴とする、請求項６に記載の方法。
- 表面処理は、変更された表面粗部でみられるピーク間の距離が、５０〜２５０ｎｍの範囲であることを特徴とする、請求項７に記載の方法。
- 表面処置は、前記表面上の不純物が除去される、請求項１〜８のいずれか１項に記載の方法。
- 前記デバイスは、血液（２）もしくは血液成分の凝固特性を分析するために使用されるカップ（３）またはそのカップの一部分である、請求項１〜９のいずれか１項に記載の方法。
- 前記デバイスは、血液もしくは血液成分の凝固特性を分析するために使用されるプローブ（７）またはそのプローブの一部分である、請求項１〜１０のいずれか１項に記載の方法。
- 前記デバイスは、ヒトもしくは動物の身体へのインプランテーションのために使用される生体材料、または脈管手術もしくは他の脈管処置のために使用される生体材料から作製される、請求項１〜１１のいずれか１項に記載の方法。
- デバイスは、血液もしくは血液成分の凝固活性に影響を及ぼさないプラスチック材料またはポリマーから作製される、請求項１〜１２のいずれか１項に記載の方法。
- デバイス（３、７）のＰＴＦＥ、ＰＯＭおよびサイロライト（登録商標）からなる群より選択されるポリマー材料で構成される表面の少なくとも一部分の表面特性は、凝固した血液もしくは凝固した血液成分の表面への粘着強度を増強し、かつ血液の凝固活性化を変化させないように、イオン化された原子または分子への暴露によって修飾され、
前記曝露は、０.１〜５ｍｂａｒのＡｒ、Ｏ 2 、Ｎ 2 、Ｈ 2 Ｏ、空気および希ガスからなる群より少なくとも１種類選択されるガスをプロセスガスとして使用し、１ｋＨｚ〜１００ＧＨｚの周波数の放電を１Ｗ／ｌ〜１００Ｗ／ｌの範囲の出力密度で１５〜５００分間２００Ｋ〜３６０Ｋのプロセス温度で適用することを特徴とする、凝固した血液または凝固した凝固した血液成分に結合するためのデバイス。 - イオン化された原子または分子への暴露によって生じる表面粗部でみられるピーク間の距離が２５〜５００ｎｍであることを特徴とする、請求項１４に記載のデバイス。
- イオン化された原子または分子への暴露によって生じる表面粗部でみられるピーク間の距離が５０〜２５０ｎｍであることを特徴とする、請求項１５に記載のデバイス。
- 表面平均粗度Ｒａは、１００ｎｍ未満である、請求項１４に記載のデバイス。
- 表面平均粗度Ｒａは、８０ｎｍ未満である、請求項１７に記載のデバイス。
- デバイスは止血分析のために使用されるカップもしくはプローブまたはそのカップもしくはそのプローブの一部分である、請求項１４〜１８のいずれか１項に記載のデバイス。
- デバイスは、ヒトもしくは動物の身体へのインプランテーションのために使用されるかまたは脈管手術もしくは他の脈管処置のために使用される生体材料である、１４〜１８のいずれか１項に記載のデバイス。
- デバイスはプラスチック材料またはポリマーから作製される、請求項１４〜２０のいずれか１項に記載のデバイス（３、７）。
- プラスチック材料またはポリマーは血液もしくは血液成分の凝固活性に影響を及ぼさない、請求項２０に記載のデバイス。
- カップ（３）および／またはプローブ（７）ならびに／あるいは請求項１９に記載のカップの一部分および／またはプローブの一部分を含む止血分析のためのデバイス。
- 表面粗度平均Ｒａは、５〜１００ｎｍであることを特徴とする、請求項１４、１９〜２３のいずれか１項に記載の凝固した血液または凝固した血液成分に結合するためのデバイス。
- 表面粗度平均Ｒａは、５〜８０ｎｍであることを特徴とする、請求項２４に記載の凝固した血液または凝固した血液成分に結合するためのデバイス。
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