JP5505299B2

JP5505299B2 - 抗血栓性表面

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Publication number: JP5505299B2
Application number: JP2010505789A
Authority: JP
Inventors: 世明白鳥; 織葉桑木; 鎮浩金; 浩平深谷; 毅御林
Original assignee: Kaneka Corp; SNT Co
Current assignee: Kaneka Corp; SNT Co
Priority date: 2008-03-26
Filing date: 2009-03-26
Publication date: 2014-05-28
Anticipated expiration: 2029-03-26
Also published as: EP2258416B1; JPWO2009119761A1; EP2258416A4; US20110084019A1; WO2009119761A1; EP2258416A1

Description

本発明は、生体適合性、特に抗血栓性（抗血液凝固性）に優れた表面を有する積層体、更には該積層体により表面が被覆された部分を有する医療機器に関する。

近年、医学の進歩とともに数多くの医療機器が開発されているが、それらのうち、血液と接触する医療機器たとえば、カテーテルや人工心肺、人工腎臓、人工心臓弁、血液浄化システムは高分子材料や金属材料から構成されている。これらの医療機器は血液と接触した場合にその表面において血液を凝固させ、血栓の原因になる場合があり、医療機器の使用中の性能低下、さらには臨床上の問題となる場合があった。

それらを解決するために、従来様々な抗血栓性表面が開発されてきた。例えば、抗血栓材であるヘパリンを種々の方法で表面に固定する方法であり、表面を陽イオン化して陰イオン化されているヘパリンを結合させる方法、リンカー分子を介してヘパリンを表面に固定する方法等である（例えば、特許文献１参照。）。しかしながら、ヘパリンのような生理活性物質を使うことは、製造の管理、操作が煩雑なこと、適用できる表面が限定されること、生理活性物質が失活したら効果を失う等の欠点を有している。

また、その他の方法としてウレタン等の樹脂によりミクロ相分離させた表面や、親水性表面、特に親水性の高分子材料を表面にグラフト重合させる方法が知られている（例えば、特許文献２参照。）。しかし、ミクロ相分離構造表面は、良好な抗血栓性を発現させるために適当な相分離状態に制御することが必要で、そのような相分離を発現させる条件は限られている。特にウレタン樹脂の場合、粘度が高いため、薄くし難く、微細な表面には不適であった。親水性表面を作製する方法としては、材料表面に放射線照射やグロー放電処理を行い、アクリルアミドやエチレングリコールなどの親水性モノマーをグラフト重合することにより表面を親水性とし、生体適合性を向上させる方法が一般に知られている。しかし、この方法では、装置が高価なため経済性に劣ったり、薄くし難かったり、中空状の内面や複雑な形状を有する場合には均質にグラフトすることが困難であったり、親水性高分子自体をグラフトすることは困難であるなど多くの欠点を有している。
特開２０００−２７９５１１号公報特開昭６０−０９２７６４号公報

上記のように、これまで抗血栓表面は種々検討されてきているが、生理活性物質を用いる表面は、適用できる表面が限定され、失活の管理を行わないといけない欠点があった。また、高分子材料のミクロ相分離化、親水化による方法では、薄い抗血栓表面を得ることが難しく、微細な構造、精度が求められる医療機器に用いることができないことがあった。例えば、血管内治療時に血管内に配置されて、飛散する血管壁や血栓、アテローム等の塞栓原因物質を捕捉する血管内フィルターでは、それ自体が血栓発生の原因にならないようにフィルター部分を抗血栓化することが望ましいが、目の粗さが約１００μｍ程度と非常に細かく、かつ畳まれた状態で目的の場所まで運ばれ、治療箇所で展開するという変形に耐えられる性質も必要なため、数μｍ程度の厚さになる通常の高分子材料による抗血栓性表面では目詰まりの原因になったり、剥がれが起こったりして適用は非常に困難である。また、内視鏡等の診断または治療を目的として体内に挿入される光学的機能を有する医療機器では、レンズやレンズ保護フィルターに血栓が付着するとその観察能力であるところの光学的機能の低下が起こることからそれを防ぐ目的で抗血栓表面が適用されることが好ましいが、透明性や光学機能に影響をなるべく与えない薄いコーティングが望まれていた。

本発明は、従来の技術が有する上記課題に鑑みてなされるものであり、優れた抗血栓を示す表面を有する抗血栓性積層体、更にはこれを有する医療機器を提供することを目的とする。

本発明者は上記課題を解決するために鋭意研究した結果、帯電状態の異なる高分子化合物を交互に積層させ、表面に微細で立体的な凹凸を形成させることで、優れた抗血栓性の表面を有する積層体が得られることを見出し、本発明を完成させた。

すなわち、本発明（１）は、帯電状態の異なる高分子化合物が交互に積層されて形成された高分子層から構成され、前記高分子層が、ポリカチオンの層とポリアニオンの層が交互に積層されて形成されており、前記ポリカチオンの層にはポリジアリルジメチルアンモニウムクロリド（ＰＤＤＡ）が含まれ、ポリアニオンの層にはポリアクリル酸（ＰＡＡ）とポリビニルアルコール（ＰＶＡ）が含まれており、表面に微細で立体的な凹凸が形成されていることを特徴とする抗血栓性積層体である。

また、本発明（２）は、立体的な凹凸がテクスチャー構造である抗血栓表面に関する。

また、本発明（３）は、立体的な凹凸の深さが１５ｎｍから２００ｎｍである抗血栓表面に関する。

また、本発明（４）は、立体的な凹凸の山脈間ピーク距離が２００ｎｍから２μｍである抗血栓性積層体に関する。

また、本発明（５）は、立体的な凹凸の表面粗さ（二乗平均粗さ：ＲＭＳ）が２ｎｍから４０ｎｍである抗血栓性積層体に関する。

また、本発明（６）は、前記高分子層の厚さが２００ｎｍから５０００ｎｍである抗血栓性積層体に関する。

また、本発明（７）は、積層された最外層がポリアクリル酸（ＰＡＡ）とポリビニルアルコール（ＰＶＡ）を含有して形成されている抗血栓性積層体に関する。

また、本発明（８）は、表面が前記抗血栓性積層体により被覆されている部分を有する医療機器である。

また、本発明（９）は、該医療機器が血管内に配置されるフィルターである。

また、本発明（１０）は、体内に挿入される光学的機能を有する医療機器で、該光学的機能を有する部分が抗血栓性積層体により被覆されている部分を有する医療機器である。

また、本発明（１１）は、被成膜材料の表面に、帯電状態の異なる高分子化合物を交互に積層する前記抗血栓性積層体を製造する方法である。

本発明（１）〜（７）は、帯電状態の異なる高分子化合物が交互に積層されて形成された高分子層から構成され、表面に微細で立体的な凹凸が形成されていることから、従来に無い抗血栓性の表面を有する積層体を提供することができる。また、このような抗血栓性積層体は、例えば帯電状態の異なる高分子化合物を交互に吸着していく交互吸着法により製造することが可能で、用いる高分子の濃度やｐＨ値、吸着時間の制御により、非常に薄い膜にもかかわらず、立体な凹凸（テクスチャー構造）を発現させることが可能なため、従来に無い薄さ、塗布性をも有する抗血栓性表面を提供できる。テクスチャーとは本来、物体の表面に見られる規則的・不規則的な「模様」のことであり、本発明においては立体的な凹凸に伴い、不規則ではあるが概ねの大きさがそろった模様が出現し、これを立体的なテクスチャー構造と称している。

また、本発明（８）によれば、従来に無い抗血栓性の表面を有する医療機器を提供することができる。また、例えば前記交互吸着法により製造する場合は、非常に薄く、かつ細かい構造体の表面であっても前記抗血栓性積層体によりその表面を被覆可能であることにより、これまで抗血栓性の表面を形成し難かったため設計が難しかった医療機器にも抗血栓性の表面を形成可能とする。

また、本発明（９）によれば、従来に無い抗血栓性の表面を有するフィルターを提供することができる。また、例えば前記交互吸着法により製造する場合は、非常に薄く、かつ細かい構造体の表面であっても前記抗血栓性積層体によりその表面を被覆可能であるため、塞栓原因物質を捕捉する目的で血管内に配置されるフィルターの表面を抗血栓性の表面を有する積層体で被覆可能であることから、フィルターの目詰まりを起こさない、フィルターの折り畳み、展開の変形に耐えられる血栓が発生し難い実用的なフィルターを提供可能とする。

また、本発明（１０）によれば、従来に無い抗血栓性の表面を有する医療機器を提供することができる。また、例えば前記交互吸着法により製造する場合は、非常に薄く、かつ細かい構造体の表面であっても前記抗血栓性積層体によりその表面を被覆可能であるため、医療機器が診断または治療を目的として体内に挿入される光学的機能を有する医療機器の表面を抗血栓性の表面を有する積層体で被覆可能であることから、該光学的機能の低下を起こさない医療機器を提供可能とする。

また、本発明（１１）によれば、被成膜材料に容易に従来に無い抗血栓性の表面を形成することができ、特に前記交互吸着法により製造する場合は、所定の電荷を有する高分子化合物を含むコーティング液の濃度を非常に薄くできるため、非常に薄く、かつ細かい構造体の表面にも抗血栓性の表面を形成することができる。

交互吸着膜の製造原理を示す概念図である。実施例１の表面ＳＥＭ画像である。比較例１の表面ＳＥＭ画像である。比較例２の表面ＳＥＭ画像である。比較例３の表面ＳＥＭ画像である。比較例６の表面ＳＥＭ画像である。実施例４の表面ＳＥＭ画像である。実施例５の表面ＳＥＭ画像である。実施例６の表面ＳＥＭ画像である。実施例７の表面ＳＥＭ画像である。比較例７の表面ＳＥＭ画像である。

以下に本発明に係る抗血栓性積層体と医療機器の最良の実施形態を説明する。本発明は、帯電状態の異なる高分子化合物が交互に積層されて形成された高分子層から構成され、表面に微細で立体的な凹凸が形成されていることを特徴とする抗血栓性積層体である。この表面は帯電状態の異なる高分子を交互に吸着していく交互吸着法で作製することが可能で、もともと複合有機薄膜を作製する方法として、１９９２年にＧ．デッカーらによって発表された（Decher.G, Hong.J.D. and J.Schmit: Thin Solid Films, 210/211, p.831(1992)）方法であり、その作成プロセスにおいて、交互吸着（Layer-by-Layer Electrostatic Self-Assembly）の手法が利用される。

Ｇ．デッカーらによって発表された基本的な方法によれば、まず、プラスの電荷を有する電解質高分子化合物（カチオン）の水溶液と、マイナスの電荷を有する電解質高分子化合物（アニオン）の水溶液とが別々の容器に用意される。そして、これらの容器に、初期表面電荷を与えた基板（被成膜材料）を交互に浸すことにより、基板上に多層構造を有しながら非常に厚みの小さい複合有機薄膜（交互吸着膜）が得られる。たとえば、被成膜材料としてガラス基板を用いた場合、このガラス基板の表面を親水処理して表面にＯＨ基を導入して、初期表面電荷としてマイナスの電荷を与える。そして、この表面がマイナスに帯電した基板を、プラスの電荷を有する電解質高分子化合物水溶液に浸せば、クーロン力により、少なくとも表面電荷が中和されるまでプラスの電荷を有する電解質高分子化合物が基板表面に吸着し、１層の厚みがナノメートルオーダーの極めて厚みの小さい薄膜（以下、超薄膜という）が形成される。こうして形成された超薄膜の表面部分は、プラスに帯電していることになる。そこで、今度はこの基板をマイナスの電荷を有する電解質高分子化合物水溶液に浸せば、クーロン力によりマイナスの電荷を有する電解質高分子化合物が吸着し、前記薄膜の表面に別の１層の超薄膜が形成されることになる。このようにして、基板を２つの容器に交互に浸すことにより、プラスの電荷を有する電解質高分子化合物からなる超薄膜層とマイナスの電荷を有する電解質高分子化合物からなる超薄膜層とを交互に成膜することができ、多層構造をもった非常に厚みの小さい複合有機薄膜を形成することができる。

最近では、Ｍ．Ｆ．ルブナーらによって、この交互吸着膜の製造を自動化する技術も発表されており（A.C.Fon, O.Onitsuka, M.Ferreira, B.R. Hsieh and M.F.Rubner: J. Appl. Phys. 79(10) 15 May 1996 ）、交互吸着膜の自動製造装置の構成が提案されている。この装置を用いれば、被成膜材料となる基板がロボットアームにより２つの水槽に交互に浸されるので、基板上に交互吸着膜が自動的に成膜される。また、本願発明者らによって、膜厚を正確に制御する成膜方法が、国際公開第００／１３８０６号パンフレットに開示されている。

図１は、交互吸着膜の製造原理を示す概念図である。図１において、被成膜材料として、たとえばガラス、シリコン、金属（ステンレス等）などの基板１０１を用意し、その表面を親水処理して表面にＯＨ基を導入して、初期表面電荷としてマイナス（−）の電荷１０４を与える（図１の（ａ）参照。）。続いて、このマイナスに帯電した基板１０１の表面にプラスの電荷を有する電解質高分子化合物と接触させると、基板１０１表面にプラスの電荷を有する電解質高分子化合物がクーロン力により吸着し、ポリカチオンの層が形成されることになる。図１の（ｂ）は、プラスの電荷を有する電解質高分子化合物１０２が吸着し、最外層の表面がプラス（＋）の電荷１０５に帯電した状態を示す概念図である。次いで、この基板をマイナスの電荷を有する電解質高分子化合物１０３と接触させると、前記ポリカチオンの層が形成された基板表面にマイナスの電荷を有する電解質高分子化合物がクーロン力により吸着し、ポリアニオンの層が形成されることになる。図１の（ｃ）は、マイナスの電荷を有する電解質高分子化合物１０３がプラスの電荷を有する電解質高分子化合物１０２の上に吸着して積層し、最外層の表面がマイナス（−）の電荷１０６に帯電した状態を示す概念図である。

このように、基板１０１に交互に異なる電荷をもった高分子化合物を接触させてゆけば、基板１０１の表面には、プラスの電荷を有する電解質高分子化合物からなる層（ポリカチオンの層）とマイナスの電荷を有する電解質高分子化合物からなる層（ポリアニオンの層）とが交互に成膜されてゆくことになり、最終的に多層構造をもった交互吸着積層体が形成される。この吸着処理に用いる電解質高分子化合物の濃度やｐＨ値、吸着時間などの条件によって、高分子内のセグメント間のクーロン力による反発が大きくなったり小さくなったり変化するため、分子の充填密度およびその分布は、これらの条件によりコントロール可能である。したがって、これらの条件の設定を適切に選択することによって、非常に薄い膜を形成することも、比較的厚い膜を形成することも可能になり、表面の凹凸形成、微細で立体的な凹凸、例えばテクスチャー構造を制御することができる。

前記テクスチャー構造はその構成要素の集合体であり、その構成要素の大きさは抗血栓性が発現されれば特に制限はないが、抗血栓効果を高めるために構成要素の長さ方向、幅共に１０μ以下であることが好ましく、さらには構成要素の長さ（構成要素の長い方の長さとする）が３μｍ以下、幅（構成要素の短い方の長さを幅とする）が５００ｎｍ以下であることが好ましく、構成要素の長さ、幅が３μｍ〜５０ｎｍの間であることが最も好ましい。また、立体的な凹凸の深さは抗血栓性積層体の厚さにも依存するが、抗血栓性の特性を効果的に発揮させる観点から、１５ｎｍから２００ｎｍであることが好ましい。また、交互吸着された高分子層すなわち抗血栓性積層体の厚さが２００ｎｍから５０００ｎｍであることが、上記表面特性を発揮しやすくかつ実用的にも有用性が高いため好ましい。

抗血栓性積層体の表面に形成される微細で立体的な凹凸、ないしは前記テクスチャー構造の上記の寸法は、レーザー表面測定器や触針式表面形状測定器（ＤＥＫＴＡＫ等）で測定できるが、ＳＥＭで表面、断面を直接観察することでも簡単に測定可能である。

また、良好な抗血栓性発現のため、立体的な凹凸の山脈間ピーク距離が２００ｎｍから２μｍであることが好ましく、２００ｎｍより短かったり、２μｍより長いと抗血栓性が低下または発現しなくなる傾向にある。ここで立体的な凹凸の山脈間ピーク距離とは、原子間顕微鏡で測定した凹凸の隣り合う凸のピーク間の距離であり、実施例記載の装置、プログラムにおいて「平均」の測定条件で求められる。また、良好な抗血栓性発現のため、立体的な凹凸の表面粗さ（二乗平均粗さ：ＲＭＳ）が２ｎｍから４０ｎｍであることが好まく、２ｎｍより短かったり、４０ｎｍより長いと抗血栓性が低下または発現しなくなる傾向にある。このような立体的な凹凸の表面粗さ（二乗平均粗さ：ＲＭＳ）も同様にして、原子間力顕微鏡により測定することができる。

また、上記特性を有する表面を形成しやすくかつ製造面での容易性、安定性の観点から積層回数は３０回以内であることが好ましく、２０回以内であることがより好ましい。積層する高分子化合物についても帯電性が異なる高分子化合物を種々適用できるが、医療機器への適用を想定するにあたっては、安全性の高い高分子化合物を用いることが好ましく、ポリカチオンの層にはポリジアリルジメチルアンモニウムクロリド（ＰＤＤＡ）、ポリアニオンの層にはポリアクリル酸（ＰＡＡ）とポリビニルアルコール（ＰＶＡ）を含有するものが好適に用いられる。また、血栓の主要原因の一つであるフィブリノーゲンがマイナスの荷電を持つことから反発させるためにも最外層はマイナスの電荷を持つほうが好ましく、最外層がＰＡＡとＰＶＡを含有して形成したものであることが好ましい。また、表面は親水性が高いほうが好ましく、表面の水接触角度が６０°以下であることが好ましい。

また、本発明の抗血栓性積層体は血液と接触する可能性のある医療機器の表面を被覆する際に用いられるが、特に、薄いこと、細かい構造にも塗布可能なこと、透明であること、が求められる医療機器に好ましく適用される。特に、塞栓原因物質を捕捉する目的で血管内に配置されるフィルターは、血流内にフィルターが展開して置かれ、その細かい孔部分に血球が衝突しながら高速で通過するため血栓が発生しやすいが、孔部分の直径が１００μｍ程度で非常に細かく、かつ畳まれた状態で目的の場所まで運ばれ、治療箇所で展開するという変形に耐えられる性質も必要なため、数μｍ程度の厚さになる通常の高分子材料により被覆されて形成された抗血栓性の表面では目詰まりの原因になったり、剥がれが起こったりして適用は非常に困難であるため、本発明の抗血栓性積層体が好ましく適用される。

さらに、内視鏡等の診断または治療を目的として体内に挿入される光学的機能を有する医療機器では、レンズやレンズ保護フィルターに血栓が付着するとその観察能力であるところの光学的機能の低下が起こることから、それを防ぐ目的で抗血栓性の表面が形成されるようにその表面が被覆される場合があるが、観察能力を低下させないために透明性が求められることはもちろんである。加えて体内に挿入される医療機器は小径であることが多く、レンズなども非常に小さいため、コーティングを施す場合はその厚さの影響を受けやすいため透明かつ薄いコーティングが必要であり、本発明の抗血栓性積層体が好ましく適用される。

以下に本発明に係るより具体的な実施例について詳説する。
（実施例１）
予めマイナスに帯電させたガラス基板を１００ｍＭのポリジアリルジメチルアンモニウムクロリド（ＰＤＤＡ）溶液に１５分浸漬してポリカチオン層を形成、その後リンス用の純水に２分、１分、１分と３回浸漬した後、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ：分子量１５００１ｗｔ％）とポリアクリル酸（ＰＡＡ：分子量９００００２０ｍＭ）の１：１混合溶液に１５分間浸漬してポリアニオン層を形成、その後リンス用の純水に２分、１分、１分と３回浸漬した。上記を２０回（積層回数２０）繰り返してガラス基板上に最外層がマイナスに帯電しているＰＶＡ、ＰＡＡ表面を得た。表面のＳＥＭ画像を、図２に示す。表面は図２に示されるように凹凸を有した立体的なテクスチャー構造をとっていた。この時、ＳＥＭで測定した立体的なテクスチャー構造の構成単位長さ２０１は平均３μｍ以下、幅２０２は平均５００ｎｍ以下、深さ方向の凹凸が２００ｎｍ、交互に積層された高分子層の厚さは５０００ｎｍであった。

（比較例１）
予めマイナスに帯電させたガラス基板を１００ｍＭのポリジアリルジメチルアンモニウムクロリド（ＰＤＤＡ）溶液に１５分浸漬してポリカチオン層を形成、その後リンス用の純水に２分、１分、１分と３回浸漬した後、ポリスチレンスルホン（ＰＳＳ：分子量７００００濃度１００ｍＭ）の溶液に１５分間浸漬してポリアニオン層を形成、その後リンス用の純水に２分、１分、１分と３回浸漬した。上記を２０回繰り返してガラス基板上に最外層がマイナスに帯電しているＰＳＳ表面を得た。表面のＳＥＭ画像を、図３に示す。表面は図に示されるように凹凸はなく平滑であった。

（比較例２）
予めマイナスに帯電させたガラス基板を１００ｍＭのポリジアリルジメチルアンモニウムクロリド（ＰＤＤＡ）溶液に１５分浸漬してポリカチオン層を形成、その後リンス用の純水に２分、１分、１分と３回浸漬した後、Ｔｉｔａｎｉｕｍ（IV）ｂｉｓ（ａｍｍｏｎｉｕｍｌａｃｔａｔｏ）ｄｉｈｙｄｒｏｘｉｄｅ（ＴＡＬＨ：濃度１ｗｔ％）の溶液に１５分間浸漬してポリアニオン層を形成、その後リンス用の純水に２分、１分、１分と３回浸漬した。上記を１９回繰り返した後、ポリジアリルジメチルアンモニウムクロリド（ＰＤＤＡ）溶液により処理を行い、最外層がプラスに帯電しているＰＤＤＡ表面を得た。表面のＳＥＭ画像を、図４に示す。表面は図に示されるように凹凸はなく平滑であった。

（比較例３）
予めマイナスに帯電させたガラス基板を１０ｍＭのポリジアリルジメチルアンモニウムクロリド（ＰＤＤＡ）溶液に１５分浸漬してポリカチオン層を形成、その後リンス用の純水に２分、１分、１分と３回浸漬した後、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ：分子量１５００１ｗｔ％）とポリアクリル酸（ＰＡＡ：分子量９００００２０ｍＭ）の１：１混合溶液にＧｕｌｔａｒａｌｄｅｈｙｄｅを加え３ｗｔ％にした溶液に１５分間浸漬してポリアニオン層を形成、その後リンス用の純水に２分、１分、１分と３回浸漬した。上記を２０回繰り返してガラス基板上に最外層がマイナスに帯電しているＰＶＡ、ＰＡＡ表面を得た。表面のＳＥＭ画像を、図５に示す。表面は図に示されるように凹凸はなく平滑であった。

（比較例４）
上記実施例１に使用したガラス基板（処理無し）を比較として用いた。

（実施例２）
予めマイナスに帯電させた、塞栓原因物質を捕捉する目的で血管内に配置されるカテーテル状医療機器のフィルター部分（３０４ステンレス鋼線形２０μｍ目開き１００μｍ）に、実施例１と同様の操作を行い、積層回数２０回でフィルター上に実施例１と同様の最外層がマイナスに帯電しており、表面が凹凸を有した立体的なテクスチャー構造をとるＰＶＡ、ＰＡＡ表面を得た。この時、ＳＥＭで測定した立体的なテクスチャー構造の構成単位長さは平均３μｍ以下、幅は平均５００ｎｍ以下、深さ方向の凹凸が７０ｎｍ、交互に積層された高分子層の厚さは１０００ｎｍであった。

（実施例３）
予めマイナスに帯電させた、塞栓原因物質を捕捉する目的で血管内に配置されるカテーテル状医療機器のフィルター部分（３０４ステンレス鋼線形２０μｍ目開き１００μｍ）に、実施例１と同様の操作を行い、積層回数５回でフィルター上に実施例１と同様の最外層がマイナスに帯電しており、表面が凹凸を有した立体的なテクスチャー構造をとるＰＶＡ、ＰＡＡ表面を得た。この時、ＳＥＭで測定した立体的なテクスチャー構造の構成単位長さは平均３μｍ以下、幅は平均５００ｎｍ以下、深さ方向の凹凸が１５ｎｍ、交互に積層された高分子層の厚さは２００ｎｍであった。

（比較例５）
予めマイナスに帯電させた、塞栓原因物質を捕捉する目的で血管内に配置されるカテーテル状医療機器のフィルター部分（３０４ステンレス鋼線形２０μｍ目開き１００μｍ）に、浸漬回数が５回であることを除き比較例３と同様の操作を行い、フィルター上に実施例３と同様の最外層がマイナスに帯電しているが、凹凸のないＰＶＡ、ＰＡＡ表面を得た。

（比較例６）
上記実施例２に使用したフィルター（処理無し）を比較として用いた。表面のＳＥＭ画像を、図６に示す。

（実施例４）
積層回数が３回であることを除き実施例２と同様の操作を行い、積層回数３回でフィルター上に実施例１と同様の最外層がマイナスに帯電しており、表面が凹凸を有した立体的なテクスチャー構造をとるＰＶＡ、ＰＡＡ表面を有する抗血栓性積層体により被覆されたフィルターを得た。この時、ＳＥＭで測定した立体的なテクスチャー構造の構成単位長さは平均３μｍ以下、幅は平均５００ｎｍ以下であった。表面のＳＥＭ画像を、図７に示す。また、原子間力顕微鏡（ＤｉｇｉｔａｌＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ社製ＡｔｏｍｉｃＦｏｒｃｅＭｉｃｒｏｓｃｏｐｙＮａｎｏＳｃｏｐｅ IIIａ、解析ソフトウエアＶｅｅｃｏＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ社製Ｎａｎｏ
Ｓｃｏｐｅ IIIａＶｅｒｓｉｏｎ５．３０ｒ３ｓｒ３）を用いて測定した立体
的なテクスチャー構造の山脈間ピーク距離（平均）は２００ｎｍ、深さ方向の凹凸（ｂｅａｒｉｎｇ）が１５．８ｎｍ、表面粗さ（二乗平均粗さ：ＲＭＳ）が２．４７ｎｍであった。

（実施例５）
積層回数が１０回であることを除き実施例２と同様の操作を行い、積層回数１０回でフィルター上に実施例１と同様の最外層がマイナスに帯電しており、表面が凹凸を有した立体的なテクスチャー構造をとるＰＶＡ、ＰＡＡ表面を有する抗血栓性積層体により被覆されたフィルターを得た。この時、ＳＥＭで測定した立体的なテクスチャー構造の構成単位長さは平均３μｍ以下、幅は平均５００ｎｍ以下であった。表面のＳＥＭ画像を、図８に示す。また、実施例４と同様にして原子間力顕微鏡を用いて測定した立体的なテクスチャー構造の山脈間ピーク距離（平均）は１μｍ、深さ方向の凹凸（ｂｅａｒｉｎｇ）が１３３ｎｍ、表面粗さ（二乗平均粗さ：ＲＭＳ）が３７．６ｎｍであった。

（実施例６）
積層回数が１５回であることを除き実施例２と同様の操作を行い、積層回数１５回でフィルター上に実施例１と同様の最外層がマイナスに帯電しており、表面が凹凸を有した立体的なテクスチャー構造をとるＰＶＡ、ＰＡＡ表面を有する抗血栓性積層体により被覆されたフィルターを得た。この時、ＳＥＭで測定した立体的なテクスチャー構造の構成単位長さは平均３μｍ以下、幅は平均５００ｎｍ以下であった。表面のＳＥＭ画像を、図９に示す。また、実施例４と同様にして原子間力顕微鏡を用いて測定した立体的なテクスチャー構造の山脈間ピーク距離（平均）は２μｍ、深さ方向の凹凸（ｂｅａｒｉｎｇ）が４２．２ｎｍ、表面粗さ（二乗平均粗さ：ＲＭＳ）が３３．０ｎｍであった。

（実施例７）
積層回数が３０回であることを除き実施例２と同様の操作を行い、積層回数３０回でフィルター上に実施例１と同様の最外層がマイナスに帯電した、表面が凹凸を有した立体的なテクスチャー構造をとるＰＶＡ、ＰＡＡ表面を得た。この時、ＳＥＭで測定した立体的なテクスチャー構造の構成単位長さは平均４μｍより大きく、幅は平均５００ｎｍ以上であった。表面のＳＥＭ画像を、図１０に示す。また、実施例４と同様にして原子間力顕微鏡を用いて測定した立体的なテクスチャー構造の山脈間ピーク距離（平均）は７．５μｍであった。深さ方向の凹凸（ｂｅａｒｉｎｇ）が１４ｎｍ、表面粗さ（二乗平均粗さ：ＲＭＳ）が３５．５ｎｍであった。

（比較例７）
積層回数が１回であることを除き実施例２と同様の操作を行い、積層回数１回でフィルター上に実施例１と同様の最外層がマイナスに帯電しており、表面が凹凸を有した立体的なテクスチャー構造をとるＰＶＡ、ＰＡＡ表面を有する抗血栓性積層体により被覆されたフィルターを得た。この時、ＳＥＭで測定した立体的なテクスチャー構造は観察されなかった。表面のＳＥＭ画像を、図１１に示す。また、実施例４と同様にして原子間力顕微鏡を用いて測定した立体的なテクスチャー構造の山脈間ピーク距離（平均）は測定不可能であり、深さ方向の凹凸（ｂｅａｒｉｎｇ）が７．８ｎｍ、表面粗さ（二乗平均粗さ：ＲＭＳ）が１．４６ｎｍであった。

（評価１）
上記、実施例１の抗血栓表面および比較例１から４をヒトの血漿由来フィブリノーゲンと１８０分間接触させた後、フィブリノーゲンの付着を目視、表面ゼータ電位、光透過率で評価した。実施例１は、目視でフィブリノーゲンの付着は無く、表面ゼータ電位も接触前の−３０ｍＶから変化無く、光透過率も変化なく、血栓形成の第一段階であるフィブリノーゲンの付着が全く起こらないことが判った。比較例１は、目視でフィブリノーゲンの付着が確認され、表面ゼータ電位は接触前の−７０ｍＶからフィブリノーゲン特有のゼータ電位である−５ｍＶまで変化、光透過率も約５％低下した。比較例２は、目視でフィブリノーゲンの付着が確認され、表面ゼータ電位は接触前の＋４０ｍＶからフィブリノーゲン特有のゼータ電位である−５ｍＶまで変化、光透過率も約５％低下した。比較例３は、目視でフィブリノーゲンの付着が確認され、表面ゼータ電位は接触前の−２５ｍＶからフィブリノーゲン特有のゼータ電位である−５ｍＶまで変化、光透過率も約５％低下した。比較例４は、目視でフィブリノーゲンの付着が確認され、表面ゼータ電位は接触前の−８０ｍＶからフィブリノーゲン特有のゼータ電位である−５ｍＶまで変化、光透過率も約５％低下した。実施例１の抗血栓表面が本発明の効果である抗血栓性を発現することが確認された。

（評価２）
仔ブタ頚動脈より血液を導入し、静脈に返血する内径３ｍｍシリコンチューブの血流回路を組み立てた。ヘパリン投与によりＡＣＴを１００〜２００になるようにコントロールした上で、シリコンチューブ内に評価対象のフィルター、実施例２、３および比較例５、６を順次配置して評価した。通血後、電磁血流計により血流量をカテーテル型のフィルターの想定使用時間１５分まで経時的に記録。血栓発生によりフィルターがつまり血流量が無くなるまでの時間とその時点でのフィルター上の血栓発生状態を観察した。実施例２、３は、通血開始直後の血流量約１３０ｍｌ／分から１５分後まで血流量の変化は無く、評価終了後もフィルター上に血栓の発生は全く無かった。比較例５のフィルターは、通血開始直後の血流量約１３０ｍｌ／分から２分後には０になり、評価終了後のフィルターは、発生した血栓によって閉塞していた。比較例６のフィルターは、通血開始直後の血流量約１３０ｍｌ／分から２分後には約７０ｍｌ／分まで血流量が低下、５分後には０になった。評価終了後のフィルターは、発生した血栓によって閉塞していた。

実施例２、３の本発明の抗血栓表面が適用された医療機器であるフィルターが本発明の効果を発現し、優れた抗血栓性を有するフィルターとして機能することが確認された。

（評価３）
仔ブタ頚動脈より血液を導入し、静脈に返血する内径３ｍｍシリコンチューブの血流回路を組み立てた。ヘパリン投与によりＡＣＴを１００〜１５０になるようにコントロールした上で、シリコンチューブ内に評価対象のフィルター、実施例４、５、６、７および比較例６、７を順次配置して評価した。通血後、電磁血流計により血流量をカテーテル型のフィルターの想定使用時間１５分まで経時的に記録した。血栓発生によりフィルターがつまり血流量が半減するまでの時間を測定した。実施例４、５、６は、通血開始直後から１５分後まで血流量が半減した例は無く、評価終了後もフィルター上に血栓の発生は全く無かった。実施例７のフィルターは、通血開始から１４分で血流量が半減したが、フィルターの想定使用時間１５分までフィルターがつまることはなかった。一方、比較例６のフィルターは、通血開始から２分で血流量が半減した。比較例７のフィルターは、通血開始から６分で血流量が半減した。また何れの比較例も、フィルターの想定使用時間１５分以内にフィルターが完全につまり使用不能となった。

実施例４、５、６の本発明の抗血栓性積層体により表面が被覆された医療機器であるフィルターが本発明の効果を発現し、優れた抗血栓性を有するフィルターとして機能することが確認された。

符号の説明

１０１基板
１０２プラスの電荷を有する電解質高分子化合物
１０３マイナスの電荷を有する電解質高分子化合物
１０４マイナス（−）の電荷
１０５プラス（＋）の電荷
１０６マイナス（−）の電荷
２０１立体的なテクスチャー構造の構成単位長さ
２０２立体的なテクスチャー構造の構成単位幅

Claims

帯電状態の異なる高分子化合物が交互に積層されて形成された高分子層から構成され、
前記高分子層が、ポリカチオンの層とポリアニオンの層が交互に積層されて形成されており、前記ポリカチオンの層にはポリジアリルジメチルアンモニウムクロリド（ＰＤＤＡ）が含まれ、ポリアニオンの層にはポリアクリル酸（ＰＡＡ）とポリビニルアルコール（ＰＶＡ）が含まれており、
表面に微細で立体的な凹凸が形成されていることを特徴とする抗血栓性積層体。
立体的な凹凸がテクスチャー構造である請求項１に記載の抗血栓性積層体。
立体的な凹凸の深さが１５ｎｍから２００ｎｍである請求項１に記載の抗血栓性積層体。
立体的な凹凸の山脈間ピーク距離が２００ｎｍから２μｍである請求項１に記載の抗血栓性積層体。
立体的な凹凸の表面粗さ（二乗平均粗さ：ＲＭＳ）が２ｎｍから４０ｎｍである請求項１に記載の抗血栓性積層体。
前記高分子層の厚さが２００ｎｍから５０００ｎｍである請求項１に記載の抗血栓性積層体。
積層された最外層がポリアクリル酸（ＰＡＡ）とポリビニルアルコール（ＰＶＡ）を含有して形成されている請求項１から６のいずれかに記載の抗血栓性積層体。
表面が、請求項１から７のいずれかに記載の抗血栓性積層体により被覆されている部分を有することを特徴とする医療機器。
医療機器が血管内に配置されるフィルターである請求項８記載の医療機器。
体内に挿入される光学的機能を有する医療機器で、該光学的機能を有する部分が抗血栓性積層体により被覆されている部分を有する請求項８記載の医療機器。
被成膜材料の表面に、帯電状態の異なる高分子化合物を交互に積層することを特徴とする請求項１〜７のいずれかに記載の抗血栓性積層体を製造する方法。