JPS62215384A

JPS62215384A - 生物医学材料

Info

Publication number: JPS62215384A
Application number: JP5796486A
Authority: JP
Inventors: Kazunori Kanda; 和典神田; Yoshikazu Yamamoto; 山本　好和; Teruaki Kuwajima; 桑島　輝昭
Original assignee: Nippon Paint Co Ltd
Current assignee: Nippon Paint Co Ltd
Priority date: 1986-03-14
Filing date: 1986-03-14
Publication date: 1987-09-22

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】光ユ互分肛本発明は、新規な生物医学材料、特に細胞吸着材として
有用な生物医学材料に関する。

″　゛　び号　。

近年、生物機能や品種改良を目的とした遺伝子操作や細
胞融合、細胞大量培養の技術が注目されている。しかし
これらの成功例は少ない。それは、個々の技術が多くの
問題点を抱えていることによる。動植物細胞の大量培養
では、動植物細胞の増殖が微生物細胞、特に細菌に比べ
非常に遅いことが、また環境等の変化に弱いことが現在
の課題として取り上げられている。また、遺伝子操作や
細胞融合等の技術を利用して得た細胞を大量に分離する
必要もある。

細胞や、細胞から細胞壁を除いたブラストは、単離した
状態において環境の変化（例えば温度。

ｐＨ，浸透圧等）に弱いが、他の物体に吸着された状態
では著しく安定化される性質を持っている。

従って吸着された状態で培養、融合、分離、精製等の処
理を行えば処理が著しくし易くなる。しかしながら、吸
着された状態で細胞の処理を可能とする適当な吸着材は
これまで知られていない。

高分子材料のバイオマテリアルとしての応用において、
高分子材料の表面を官能基の種類によって、静電的相互
作用によって、あるいは親水性疎水性によって特徴づけ
て生物細胞、生物組織、器官との相互作用を解決しよう
とされてきた。また最近では表面の微小不均一構造に注
目しドメインサイズとドメイン構造から相互作用が論じ
られるようになっている。

一般にバイオマテリアルと生物体の相互作用においては
、可逆的な吸着のステージとさらに進んだ接触活性を伴
う能動的粘着のステージに別けて考えることができる。

吸着のステージでは、バイオマテリアルと生物体は可逆
的に吸脱着を繰り返すことができるのに比べ、粘着のス
テージまで進んでしまうと、生物体が接触により活性化
されて接触点で構造変化や生物体の組織の破壊によりバ
イオマテリアル表面に生物体が粘着してしまい、もはや
可逆的な吸脱着をしなくなると考えられている。

ミクロドメイン構造を有するバイオマテリアル表面は生
物体との良好な親和性を有しているが、これは生物体の
表面自体が、ミクロに親水性部と疎水性部のような不均
一な構造を有しており、そのミクロな不均一表面が、バ
イオマテリアル表面のミクロドメイン構造に接触活性を
示さないことによると考えられている。

均一な組成、構造を有するバイオマテリアルは多く提供
されてきているが、不均一な組成構造を有するバイオマ
テリアルについてはその実施された例は比較的少ない。

今までの実施例では、バイオマテリアルにミクロドメイ
ン構造を与える方法としては、親水性部や疎水性部をブ
ロックとしてブロック共重合させて生ずる表面を利用す
る方法や、バイオマテリアル表面に必要機能をグラフト
重合させる方法などがある。

本発明は従来のブロック共重合法とは異なり、樹脂溶液
とそれに溶解しない微小樹脂粒子とからミクロドメイン
構造を有するバイオマテリアルの合成を可能にしている
。

提次方法本発明は、第１の高分子材料からなる連続相と、第１の
高分子材料とは異なる第２の高分子材料よりなる非連続
相とによって構成された高分子膜であって、前記高分子
膜は第１の高分子材料の溶液中該溶液に熔解しない第２
の高分子材料の微小樹脂粒子の懸濁液から造膜すること
によって形成され、かつ膜の表面がドメイン構造を有し
ていることを特徴とする生物医学材料を提供する。

好ましくは前記第２の高分子材料の微小樹脂粒子は０．
Ｏ１〜２０μの粒径を有し、エチレン性不飽和モノマー
混合物を共重合することによってつくられる。

前記高分子膜は、単独膜として、または試験管、ビーカ
ー、シャーレ、ビーズ等の形のセラミック、ガラス、プ
ラスチック、金属その他の材料からなる基質上に形成さ
れた被覆として形成することができる。

本発明の生物医学材料は、表面にドメイン構造を有する
ため、生物体を可逆的に吸脱着することができ、例えば
細胞吸着材として細胞の培養、融合、分離、精製その他
の処理に有用である。

また、第１および第２の高分子材料の組合せの選択、第
２の高分子材料の微小樹脂粒子の熔解パラメータ（ＳＰ
）、重合度、粒子構造、粒子表面、粒径およびその分布
、添加量などを変えることにより、広い範囲でドメイン
サイズを制御することができる。

韮星星１論本発明における生物医学材料は、生体および生体から単
離した材料、例えば生物細胞、生物組織、細胞か粒、酵
素、生理活性物質と接触する物質を意味し、中でも細胞
と接触する材料が本発明を通用する上で特に望ましい。

細胞との接触の程度により、生物医学材料は細胞培養材
料、細胞吸着材料、細胞分離材料等に分類できる。

細胞は、微生物細胞、動物細胞、植物細胞のいずれでも
、またこれら細胞の雑種細胞でもよい。

また、これらの細胞の細胞壁を除去したプロトプラスト
も含まれる。プロトプラストには、２（１１以上のプロ
トプラストが融合してできた融合プロトプラストやプロ
トプラストに遺伝子物質等を注入してできた改質プロト
プラストが含まれる。

本発明の生物医学材料は、第１の高分子材料の溶液中へ
該溶液に溶解しない第２の高分子材料の微小樹脂粒子を
懸濁した懸濁液を造膜して製造される。

第１の高分子材料としては、アクリル樹脂、アルキッド
樹脂、ポリエステル、ポリエーテル、ポリウレタン、エ
ポキシ樹脂、ポリジエン、ポリアミド、ビニル樹脂、ま
たはそれらの変性樹脂等を例示し得る。その溶液は水系
、溶剤系または無溶剤系とすることができる。

また第１の高分子材料の溶液は架橋剤を含むことができ
、常乾、熱または紫外線などの高エネルギー線の照射に
よって硬化し得るタイプのものとすることができる。

第２の高分子材料は第１の高分子材料とは異なる材料か
ら選択され、アクリル樹脂、アルキッド樹脂、フッ素樹
脂、ビニル樹脂、ポリアミド樹脂、またはそれらの変性
樹脂などから選択することができる。第２の高分子材料
は、本発明の生物医学材料においてその表面が第１の高
分子材料の表面に比較して異なる水との接触角を持つよ
うに選択される。一般に第２の高分子材料の前記接触角
の方が第１の高分子材料の接触角よりも小さい方が好ま
しい。

第２の高分子材料の微小樹脂粒子は公知の任意の方法で
つくることができる。その粒径は０．０１〜２０μの範
囲であることが好ましい。しかしながらこの微小樹脂粒
子は、エチレン性不飽和結合を有する単量体を乳化重合
、沈澱重合、懸濁重合、塊状重合などの方法によって共
重合することにより製造することが好ましい。その理由
は後で記載するドメイン構造の形成およびドメインサイ
ズの制御が容易な微小樹脂粒子を得ることができるから
である。

エチレン性不飽和単量体としては、（メタ）アクリル酸
メチル、（メタ）アクリル酸エチル、（メタ）アクリル
酸ｎ−ブチル、（メタ）アクリル酸イソブチル、（メタ
）アクリル酸２−エチルヘキシル等のアクリル酸または
メタクリル酸のアルキルエステルや、これと共重合し得
るエチレン性不飽和結合を有する他の単量体、例えばス
チレン、α−メチルスチレン、ビニルトルエン、ｔ−ブ
チルスチレン、エチレン、プロピレン、酢酸ビニル、プ
ロピオン酸ビニル、アクリロニトリル、メタクリロニト
リル、（メタ）アクリル酸ジメチルアミノエチルなどが
ある。これら単量体は二種類以上用いてもよい。

前記エチレン性不飽和単量体は、樹脂粒子を内部架橋す
るために、その成分の一部として架橋性共重合単量体を
含んでいてもよい。

任意の成分である架橋性共重合単量体は、分子内に２個
以上のラジカル重合可能なエチレン性不飽和結合を揺す
る単量体および／または相互に反応し得る基をそれぞれ
担持する２種のエチレン性不飽和基含有単量体を含む。

分子内に２個以上のラジカル重合可能なエチレン性不飽
和基を有する単量体としては、多価アルコールの重合性
不飽和モノカルボン酸エステル、多塩基酸の重合性不飽
和アルコールエステル、および２個以上のビニル基で１
換された芳香族化合物などがあり、それらの例としては
以下のような化合物がある。

エチレングリコールジアクリレート、エチレングリコー
ルジメタクリレート、トリエチレングリコールジメタク
リレート、テトラエチレングリコールジメタクリレート
、１．３−ブチレングリコールジメタクリレート、トリ
メチロールプロパントリアクリレート、トリメチー−ル
プロパントリメタクリレート、１，４−ブタンジオール
ジアクリレート、ネオペンチルグリコールジアクリレー
ト、１．６−ヘキサンジオールジアクリレート、ペンタ
エリスリトールジアクリレート、ペンタエリスリトール
トリアクリレート、ペンクエリスリトールテトラアクリ
レート、ペンタエリスリトールジメタクリレート、ペン
タエリスリトールトリメタクリレート、ペンタエリスリ
トールテトラメタクリレート、グリセロールジメタクリ
レート、グリセロールジアクリレート、グリセロールア
リロキシジメタクリレート、１．１．１−　トリスヒド
ロキシメチルエタンジアクリレート、１，１．１−）リ
スヒドロキシメチルエタントリアクリレート、１．１．
１−トリスヒドロキシメチルエタンジメタクリレート、
１．１．１−　）リスヒドロキシメチルエタントリメタ
クリレ−）、１．１．１−）リスヒドロキシメチルプロ
パンジアクリレート、１，１．１−１−リスヒドロキシ
メチルプロパントリアクリレート、１，１．１−１−リ
スヒドロキシメチルプロパンジメタクリレート、１．１
．１−）リスヒドロキシメチルプロパントリメタクリレ
ート、トリアリルシアヌレート、トリアリルイソシアヌ
レート、トリアリルトリメリテート、ジアリルテレフタ
レート、ジアリルフタレートおよびジビニルベンゼン。

微小樹脂粒子の粒径は使用する重合法によって制御する
ことができ、例えば平均粒子径が０．０１〜２μまでは
乳化重合法、０．２〜１０μまでは沈１２Ｍ合法、５〜
２０μは恕濁重合法が適している。

懸濁液中の第２の高分子材料の微小樹脂粒子の添加量は
、造膜後第２の高分子材料が非連続相となった前記ドメ
イン構造を形成するような量であればよく、一般に微小
樹脂粒子と第１の高分子材料の溶液中の不揮発分含量と
の比率が１＝９９ないし８５：１５の範囲にあることが
好ましい。

本発明においては、バインダー樹脂（第１の高分子材料
）と微小樹脂粒子（第２の高分子材料）との組合せによ
りドメインサイズは比較的自由に設計できる。

バインダーと粒子の体積分率、重合度、相互作用パラメ
ーターχ、Ｔｇ＋　Ｔｃおよび拡散係数等がその制御要
因となると一般に考えられているが定量的な解明につい
ては十分になされていない。

本発明においては特にバインダー樹脂と微小樹脂粒子の
組合せによってそれらの溶解性パラメータの差、重合度
の違い、粒子構造、粒子表面、官能基の分布状態、粒子
径等を利用している。たとえば熔解性パラメーターにつ
いてはバインダーと微小樹脂粒子の差が０．３以上、好
ましくは０．５以上あれば十分ドメインサイズを制御す
ることができる。重合度については微小樹脂粒子の重合
度を低くたとえばｓ、ｏｏｏ以下にするといった方法が
有効である。

粒子構造や粒子表面についてもモノマーを自由に選択す
ることによりコア／シェル構造や表面ジータ−電位の制
御によってドメインサイズの制御は可能となる。ドメイ
ンサイズの大きさとその効果については必ずしも明らか
ではなく、１μから数十μのサイズを有している場合、
有効なバイオマテリアルとしての性能を有する場合が多
い。

第１の高分子材料と第２の高分子材料とは互いに半相溶
系または非相溶系であることが望ましい。

半相溶系では両者が無定形ポリマーである場合、又は一
方が結晶性ポリマーで他方が無定形ポリマーである場合
にそれぞれ核生成とその成長、スピノーダル分解、また
球晶の成長等によってドメイン構造の形成が可能になる
。非相溶系では強制混合や分散によりドメイン構造の形
成が可能になる。

ドメインサイズは光学顕微鏡、走査型電子顕微鏡（ＳＥ
Ｍ）、Ｘ線小角散乱法等によって容易に測定することが
できる。ＳＥＭによる観察は最も通した方法であり、表
面ばかりでなく断面を観察することによってより立体的
にドメイン構造を観察することができる。

造膜は単独膜の場合は流延法などの公知の技術により、
基質に被覆した膜の場合は公知の技術により被覆し、乾
式もしくは湿式によるフィルムの凝固、常乾、熱硬化、
高エネルギー線照射などにより硬化膜を得ることができ
る。基質としては、ビーカー、フラスコ、シャーレなど
の細胞培養器具、ビーズなどのミクロキャリヤー、シリ
カゲル等のクロマト用担体などがあげられる。基質の材
質は金属、ガラス、セラミック、プラスチックなどが挙
げられるが、滅菌温度に耐えられる材質であることが望
ましい。

本発明の生物医学材料を使用して細胞の培養を行うには
、通常の細胞培養で用いる媒地または媒体、例えば振と
う培養法や攪拌培養法等で用いる液体培地や、寒天等を
含む固体培地に単独膜を分散させて行うことができる。

また培養器具の表面を被覆した本発明の生物医学材料を
使って行うこともできる。前記高分子膜は表面に生物体
との親和性の良好なミクロドメイン構造を有しているの
で、培養の際前記高分子膜の不存在下の培養に比べ細胞
が物理的および化学的環境変化に適応できる利点を有す
る。

本発明の生物医学材料を細胞の分離または精製に使用す
る場合、前記高分子膜または該高分子膜を被覆した基質
に、性質の互いに異なる複数の細胞懸濁液、または不純
物を含む細胞懸濁液を吸着させた後、細胞等の性質の差
を利用して、ｐＨ変化等の化学的方法もしくは振動等の
物理的方法によって行うことができる。再び細胞親和性
の良好なミクロドメイン表面構造のため、本発明の生物
医学材料を使用する細胞の分離もしくは精製は、細胞が
安定に存在する利点を有する。

以下に本発明の実施例および比較例を示す。実施例、比
較例中「部」および「％」は重量による。

参考例１　両性イオン性界面活性剤の合成攪拌機、窒素
導入管、温度制御装置、コンデンサー、デカンタ−を備
えた２リツトルコルベンに、ビスヒドロキシエチルタウ
リン１３４部、ネオペンチルグリコール１３０部、アゼ
ライン酸２３６部、無水フタル酸１８６部およびキシレ
ン２７部を仕込み昇温する。反応により生成する水をキ
シレンと共沸還流させ除去する。還流開始より約２時間
かけて温度を１９０℃にし、カルボン酸相当の酸価が１
４５になるまで攪拌と親水を継続し、１４０℃まで冷却
する。

ついで、反応液温度を１４０℃に保持し、「カージュラ
ＥＩＯＪ　　（シェル社製のパーサティック酸グリシジ
ルエステル）３１４部を３０分で滴下し、その後２時間
攪拌を継続し反応を終了する。

得られるポリエステル樹脂は、酸価値５９．水酸基値９
０．Ｍｎ１０５４であった。

参考例２攪拌機、冷却器、温度制御装置を備えた１リツトルコル
ベンに、脱イオン水３０６部、上記両性界面活性剤３０
部およびジメチルエタノールアミン３部を仕込み、攪拌
下温度を８０’Ｃに保持しながら溶解し、これにアゾビ
スシアノ吉草酸４．５部を税イオン水４５部とジメチル
エタノールアミン４．３部に熔解したものを添加する。

ついでメタクリル酸メチル１８０部、アクリル酸２−ヒ
ドロキシエチル９０部、およびエチレングリコールジメ
タクリレート６０部からなる混合液を６０分を要して滴
下する。滴下後、さらにアゾビスシアノ吉草酸１．５部
を脱イオン水１５部とジメチルエタノールアミン１．４
部に溶解したものを添加して８０℃で６０分攪拌を続け
て、不揮発分４５％、ｐＨ７，４，平均粒径０．０６０
部１粒子ＳＰが１１．５の微小樹脂粒子分散液が得られ
た。

参考例３参考例２で用いたのと同様の装置を用いて脱イオン水５
００部を仕込み８０℃にする。ついでこの中に脱イオン
水５０部と過硫酸アンモニウム１部からなる水溶液とメ
タクリル酸メチル９０部、アクリル酸２−エチルヘキシ
ル７５部、メタクリル酸ラウリル２５部およびラウリル
メルカプタン１０よりなる単量体混合液の５部を仕込み
、３０分間攪拌を継続する。その後６時間をかけて単量
体混合溶液の残部と説イオン水５０部と過硫酸アンモニ
ウム０．５部よりなる水溶液を滴下することで不揮発分
２４．５％、平均粒子径０．５μおよび平均分子量４０
００の微小樹脂粒子を得た。

参考例４参考例２で用いたのと同様の装置を用いてイソプロピル
アルコールを８０部仕込み６０℃にする。

ついでこの中ヘスチレン１５部、メタクリル酸ラウリル
１５部、ジビニルベンゼン２０部およびアゾビスイソブ
チロニトリル１部よりなる混合液を３０分を要して滴下
した。滴下終了後、液温を８０℃に上げ４時間保つこと
により、白色の析出樹脂分散液を得た。得られた分散液
を口紙を用いて分別し洗浄することで一次粒子が１．５
μで低ＳＰの微小樹脂粉末を得た。

実施例１〔フィルムの調整〕分子量１０００のポリエチレングリコールをイソホロン
ジイソシアネートとアクリル酸２−ヒドロキシエチルと
によりウレタンアクリレート化することによって得られ
たポリエーテルウレタンアクリレートオリゴマー１００
部に、参考例４で得られた微小樹脂粒子２部およびベン
ゾインメチルエーテル２部を加え十分混合攪拌した後、
脱泡してからガラス板に膜厚が４００μとなるように塗
装し、紫外線照射することで硬化膜が得られた。

ガラス板より剥離させた膜をＳＥＭで観察したところ、
ポリエーテルウレタンアクリレート樹脂に３〜４μのサ
イズの凝集した微小樹脂粒子が非相溶の状態で分散して
いたことより、表面にミクロなドメインを有する膜が得
られたことが確認できた。

（細胞の培養〕リンスマイヤー・スクーグ培地にベンジルアデニン（１
０″″呻）とナフチル酢酸（１０″′５Ｍ）、上記の方
法により造膜された膜を０．２５ｃｄの正方形に切断し
た膜片（０，５ｇ）を添加した液体培地（５０ｍｆｆｉ
）中にハナキリン培養細胞（２ｇ）を移し、１２０ｒｐ
ｍ回転振とう培養した。１０日後、６２μナイロンフイ
ルターで口集し、無菌水で洗浄して培養細胞（１４ｇ）
を得た。

比較例１リンスマイヤー・スクーグ培地にベンジルアデニン（１
０−”’Ｍ）とナフチル酢酸（１０−５Ｍ）、モルホリ
ンエタンスルホン酸（２０ｍＭ　）　ｊｔ添加した液体
培地（５０ｄ）中にハナキリン培養細胞（２ｇ）を移し
、１２０ｒｐｍ回転振とう培養した。

１０日後、６２μナイロンフイルターで口集し、無菌水
で洗浄して培養細胞（８ｇ）を得た。

比較例２実施例１において、微小樹脂粒子を添加しないで他は全
（同様にして得られた膜を用いて他は全（同様にして培
養して培養細胞（８ｇ）を得た。

実施例２〔被覆ガラスピーズの調製〕脱水ヒマシ油、やし油、トリメチロールプロパン、ジエ
チレングリコールおよび無水フタル酸の縮合反応より得
られた酸価１０．　ヒドロキシル価４０、樹脂Ｓ　Ｐ　
９．５および不揮発分７０％のアルキッド樹脂１００部
、参考例２で得られた微小樹脂分散液３１部およびキジ
ロール５００部よりなる混合物を攪拌し、減圧下膜水蒸
留した後、サイメール３０３（三井シアナミド社製のメ
チル化メラミン樹脂）１４部を加えて微小樹脂粒子分散
液を得た。

次に粒径０．５龍よりなるガラスピーズ２０部を、得ら
れた微小樹脂粒子分散液のキジロール１０倍希釈液１０
０部に浸漬し、フィルターで分散液を分離させてから振
動させながら２００℃で２０分間熱処理を行うというガ
ラスピーズの処理操作を３回繰り返すことにより、ガラ
スピーズを被覆した。さらにガラス粒子をアセトン溶液
に２０分間浸漬して、溶剤エツチングを行った。得られ
た被覆ガラス粒子をＳＥＭで観察すると粒径が０．１〜
１μの微小樹脂粒子の集合体がアルキッド樹脂に非相溶
の状態で分散してなる表面を有するガラスーズを得るこ
とができた。

〔プロトプラストの分離〕

実施例１により得られたハナキリン培養細胞（１５ｇ）
を、下記組成を有する酵素液（１００１ｎｉ）中に分散
し、２５℃で１４Ｏｒｐｍで回転振とうさせながら反応
させた。酵素液としては、セルラ−ゼオノズカＲ３（２
％−／Ｖ＋ヤクルト化学工業製）、マセロザイムＲ−１
０（１％１１／　ｖ　、ヤクルト化学工業製）、マンニ
トール（０，７Ｍ）を混合し、ｐ　Ｈ５゜６に調整後、
０．２２ｍμのメンブランフィルタ−で除菌口過したも
のに、実施例１により製造された膜片（１０■／ｍｉ）
を混合し使用した。３時間培養後、反応液を６２μナイ
ロンフイルターで四遇し、０液をｌｏｏｏｒｐｍ２分間
遠心分離してプロトプラストを沈澱させた。上澄み液を
除去し、洗浄液（マンニトール０．７Ｍ、塩化マグネシ
ウム５ｍＭ、実施例１により製造された膜片（１０■／
−からなる）を退加後、更に同じ条件下で遠心分離し、
上記の方法で被覆されたガラスピーズを充填したガラス
カラムに注いで、プロトプラスト等を吸着させた。洗浄
液を通すと、細胞残査が最初に流出し、次いでプロトプ
ラストが流出した。得られたプロトプラスト流出液を遠
心分離により濃縮した。最終的にトーマの血球針算盤に
より、１０７個／成総量として１０８個のプロトプラス
トが得られた。

比較例３実施例１により得られたハナキリン培養細胞（１５ｇ）
を、下記組成を有する酵素液（１００ｍｆｆｉ）中に分
散し、２５℃で１４Ｏｒｐｍで回転振とうさせながら反
応させた。酵素液としては、セルラーゼオノズカＲ３（
２％賀／ｖ、ヤクルト化学工業製）、マセロザイムＲ−
１０（１％Ｗ／Ｖ、ヤクルト化学工業製）、マンニトー
ル（０，７Ｍ）を混合し、ｐＨ５゜６に調整後、０．２
２　ｍμのメンブランフィルタ−で除菌口過したものに
、モルホリンエタンスルホン酸（２０ｍＭ）を混合し使
用した。３時間培養後、反応液を６２μナイロンフイル
ターで口遇し、０液を１０１００Ｏｒｐ分間遠心分離し
てプロトプラストを沈澱させた。上澄み液を除去し、洗
浄液（マンニトール０．７Ｍ、塩化マグネシウム５１１
１Ｍ、モルホリンエタンスルホン酸２０ｍＭからなる）
を違加後、更に同じ条件下で遠心分離し、洗浄液で繰り
返し洗浄した。最終的にトーマの血球針算盤により、１
０７個／−総量として１０８個のプロトプラストが得ら
れた。しかし、このプロトプラスト液には、細胞残査等
が多く後の実験に使用できなかった。

実施例３〔試験管の調整〕アクリル単量体を溶液重合して得られた酸価２９、ヒド
ロキシル価３４．数平均分子量６０００および不揮発分
５０％の水溶性のアクリル樹脂フェス１６０部に、参考
例３で得られた微小樹脂粒子分散液８２部、サイメール
３０３２０部および脱イオン水３００部を加えて樹脂分
散液を得た。かかる分散液１部を２０１ｍのガラス製試
験管にとり、回転させて試験管内部に均一に塗布してか
ら２００℃で３０分間加熱することで樹脂によって内面
が被覆された試験管を得た。かかる試験管の断面と内面
をＳＥＭで観察すると１０〜２０μの微小樹脂粒子の溶
融塊が半相溶の状態で分散したドメイン構造を有してい
るのが確認できた。

（細胞の培養〕次に実施例２の方法によって得られたプロトプラスト１
０３個／ＴｌＴｉをリンスマイヤー・スターブ培地にベ
ンジルアデニン（１０−ａＭ）とナフチル酢酸（１０−
５Ｍ）、ゲルコール（０，５７Ｍ）を添加した培地５献
の入った上記方法で作成した試験管に分散し、３０ｒｐ
輪の回転培養機上で振とう培養した。１ケ月後細胞分裂
して増殖した細胞塊が肉眼で観察された。

比較例４実施例３の試験管に代えて生地の試験管を用いる以外は
実施例３と同様の実験を行った。１ケ月後増殖した細胞
塊は認められなかった。

実施例４〔ガラスシャーレの調製〕アクリル酸−ｎ−ブチル３０部、メタクリル酸４８部、
メタクリル酸２−ヒドロキシエチル２０部、アクリル酸
２部より得られたアクリル樹脂５０部にカイナー５００
（ペンウォルト社製、フン化ビニリデン樹脂）１０部、
ｎ−ブタノール４０部およびキジロール４０部を加える
ことで微小樹脂粒子分散液を得た。かかる分散液を直径
８ＣＩｌｌのガラスシャーレの内部に膜厚が５０μとな
るように塗布し、２１０℃で２０分間乾燥させた。得ら
れたシャーレの被覆フィルムの表面をＳＥＭによって観
察したところ、粒径が２０〜３０μのフッ素樹脂粒子が
半相熔の状態で分散したドメイン構造を示しているのが
確認できた。

〔細胞の培養〕

ａ）ＤＭＥ培地（日本水産製）とＦ１２培地（フロー社
製）の１：１混合培地に胎児牛血清（５ａ＋＋ｒ／献）
を添加した調製培地を上記ガラスシャーレに１０減分注
した後、マウスミエローマ細胞であるＭＰＳ−１１（大
日本製薬製）浮遊液（細胞数５×１０５〜１．５Ｘ１（
ｌε／献）を１献分注し、５％ＣＯ２インキュベーター
で３７℃、４〜７日培養した。シャーレの細胞数をコー
ルタ−カウンター（日本科学機械製）で測定した。細胞
増殖率（培養後の細胞数／培養開始時の細胞数）は１５
．０を示した。

ｂ）実施例４ａの調製培地中から牛血清を除く以外は実
施例４の方法と同様に実施し、１０．２の細胞増殖率を
得た。

比較例５ａ）実施例４ａのガラスシャーレに代えて裸麦面のガラ
スシャーレを用いる以外は実施例４ａと同様に実施し、
９．８の細胞増殖率を得た。

ｂ）実施例４ｂのガラスシャーレに代えて裸麦面のガラ
スシャーレを用いる以外は実施例４ｂと同様に実施し、
２．５の細胞増殖率を得た。

Claims

【特許請求の範囲】

（１）第１の高分子材料からなる連続相と、第１の高分
子材料とは異なる第２の高分子材料よりなる非連続相と
によって構成された高分子膜であって、前記高分子膜は
第１の高分子材料の溶液中該溶液に溶解しない第２の高
分子材料の微小樹脂粒子の懸濁液から造膜することによ
って形成され、かつ膜の表面がドメイン構造を有してい
ることを特徴とする生物医学材料。
（２）前記第２の高分子材料の微小樹脂粒子の粒径が０
．０１〜２０μである第１項記載の生物医学材料。
（３）前記第１の高分子材料はアクリル樹脂、アルキッ
ド樹脂、ポリエステル、ポリエーテル、ポリウレタン、
エポキシ樹脂、ポリジエン、ポリアミド、ビニル樹脂ま
たはそれらの変性樹脂から選ばれる第１項または第２項
記載の生物医学材料。
（４）前記第２の高分子材料はアクリル樹脂、アルキッ
ド樹脂、ポリエステル、ポリエーテル、エポキシ樹脂、
フッ素樹脂、ビニル樹脂、ポリアミド樹脂またはそれら
の変性樹脂から選ばれる第１項ないし第３項のいずれか
に記載の生物医学材料。
（５）前記第２の高分子材料の微小樹脂粒子はエチレン
性不飽和単量体混合物を共重合して得られた微小樹脂粒
子である第１項ないし第４項のいずれかに記載の生物医
学材料。
（６）前記高分子膜はセラミック、ガラス、プラスチッ
ク、金属などの基質の上に形成されている第１項ないし
第５項のいずれかに記載の生物医学材料。
（７）前記第１の高分子材料と第２の高分子材料とは互
いに半相溶系または非相溶系である第１項ないし第６項
のいずれかに記載の生物医学材料。