WO2010122773A1

WO2010122773A1 - 生体組織と人工物の接着装置、ステント

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Publication number: WO2010122773A1
Application number: PCT/JP2010/002828
Authority: WO
Inventors: 増澤徹; 尾関和秀; 岸田晶夫; 加藤綾子
Original assignee: Tokyo Medical and Dental University NUC; Ibaraki University NUC
Current assignee: Tokyo Medical and Dental University NUC; Ibaraki University NUC
Priority date: 2009-04-20
Filing date: 2010-04-20
Publication date: 2010-10-28
Anticipated expiration: 2011-10-20
Also published as: JPWO2010122773A1; JP5543435B2

Abstract

　人工物を所望の形態で生体組織と良好に接着させる。　接着装置Ａには振動子(ピエゾアクチュエータ)３が配置されている。この振動子３の上方に、セラミックヒータ４が配置されている。振動子３とセラミックヒータ４の間には、試料接触部５を介して、生体組織である血管６及び人工物であるステンレス製ステント７の積層構造とされた試料Ｓ１が載置される。試料接触部５として、Ｆを含有しないＤＬＣあるいはＣＦ_４４０％(ＣＨ_４６０％)以下の原料ガスを用いたＦ-ＤＬＣを用いれば、試料接触部５と血管(生体組織)６とが接着することが抑制される。

Description

生体組織と人工物の接着装置、ステント

　本発明は、生体組織と人工物（ステント）とを接着させる接着装置の構成に関する。また、生体組織と接着されて用いられる人工物（ステント）の構成に関する。

　血管等の生体組織に接着させることができる医療機器として、特許文献１に示されるステント、ステントグラフト等が広く知られている。

　この特許文献１に示されているステント、ステントグラフト等は、その表面に生体組織接着性材料からなる部分を有する。この生体組織接着性材料としては、例えば湿潤コラーゲン、ポリウレタン、ビニロン、ゼラチン又はこれらの複合材料が示されている。この生体組織接着性材料に、生体組織を接触させた状態において、９ｘ１０^２～１ｘ１０^５Ｎ／ｍ^２の圧力、６０～１４０℃の温度、及び１～１００ｋＨｚの振動を付加している。

　また、特許文献２に示されるように、スパッタリングにより基材に酸化チタンを表面コーティングした細胞接着性基材が知られている。ここでは、表面に酸化チタンをコーティングした基材を用いて細胞を培養させ、基材の細胞接着の状態を顕微鏡で観察している。表面に酸化チタンをコーティングした基材に培養した神経細胞は、神経細胞突起の伸長及グリア細胞の増殖に優れていることが示されている。

　また、特許文献３に示されるように、フッ素化ダイヤモンドライクカーボン薄膜を用いたコーティングが知られている。フッ素化炭化水素化合物を含むガスを用いて製造されたダイヤモンドライクカーボン（ダイヤモンド状炭素）薄膜は、切削工具、金型、電子材料、光情報記録媒体、偏光板保護フィルム等の表面保護膜として有用である。

　また、特許文献４に示されるように、ハイブリッド複合体を用いた医療用材料も知られている。ここでは、リン酸カルシウムまたは酸化チタンと基材とが化学結合してなる複合体の少なくとも一部が、さらに、軟組織に対して親和性を有する軟組織親和性向上物質で被覆されたハイブリッド複合体が示されている。

特開２００７－２２９２７１号公報特開２００２－２５３２０４号公報特開２００７－２１３７１５号公報特開２００６－１３０００７号公報

　しかしながら、従来の接着装置では、従来のステント等（人工物）を生体組織に、所要の接着強度をもって良好に接着することが困難であった。

　これは、従来の接着装置では、接着の際に、人工物であるステント等が生体組織に対してずれること、使用したかん子が生体組織に癒着してしまい生体組織から容易に取れなくなること、あるいは、本来はステントを接着させたくない箇所にステントが接着すること、等が原因である。特許文献１～４に記載の技術においても、こうした問題点が発生するために、ステントを所望の形態で生体組織と接着することは困難であった。

　本発明は、かかる問題点に鑑みてなされたものであり、上記問題点を解決する発明を提供することを目的とする。

　本発明は、上記課題を解決すべく、以下に掲げる構成とした。
　本発明の生体組織と人工物の接着装置は、金属製の人工物と生体組織とを積層して支持する支持手段と、積層された金属製の人工物と生体組織に振動、熱及び圧力の少なくとも一つを付与する付与手段とを具備する、生体組織と人工物の接着装置であって、前記支持手段における前記生体組織と接する箇所に、フッ素を含有しないダイヤモンド状炭素（Ｄｉａｍｏｎｄ－Ｌｉｋｅ　Ｃａｒｂｏｎ：ＤＬＣ）、又はＣＦ_４の組成比率を４０％以下としたＣＨ_４とＣＦ_４の混合ガスを用いて高周波プラズマＣＶＤ法によって形成されたフッ素ドープダイヤモンド状炭素（Ｆ－ＤＬＣ）からなるコーティング膜が形成されていることを特徴とする。
　本発明の生体組織と人工物の接着装置において、前記コーティング膜がステンレス鋼の上に形成されている構成を具備することを特徴とする。
　本発明の生体組織と人工物の接着装置は、前記付与手段によって、前記積層された金属製の人工物と生体組織における接着圧力が１０ＭＰａ以上、又は接着温度が２００℃以上とされることを特徴とする。
　本発明のステントは、生体組織と接着されて用いられる金属製のステントであって、ＣＦ_４の組成比率を７０％以上としたＣＨ_４とＣＦ_４の混合ガスを用いた高周波プラズマＣＶＤ法によって形成されたフッ素ドープダイヤモンド状炭素（Ｆ－ＤＬＣ）が、前記生体組織と接着される面にコーティングされていることを特徴とする。
　本発明のステントは、前記生体組織と接着される面と異なる面に、フッ素を含有しないダイヤモンド状炭素（Ｄｉａｍｏｎｄ－Ｌｉｋｅ　Ｃａｒｂｏｎ：ＤＬＣ）、又はＣＦ_４の組成比率を４０％以下としたＣＨ_４とＣＦ_４の混合ガスを用いた高周波プラズマＣＶＤ法によって形成されたフッ素ドープダイヤモンド状炭素（Ｆ－ＤＬＣ）がコーティングされていることを特徴とする。
　本発明のステントは、ステンレス鋼又はＮｉＴｉ合金からなることを特徴とする。

　本発明によれば、人工物を所望の形態で生体組織と良好に接着させることができる。

本発明の実施の形態となる生体組織と人工物の接着装置の構成図である。本発明の実施の形態となる生体組織と人工物の接着装置において、特に接着される試料周辺の構成を示す断面図である。各種のコーティング材料をステンレス製ステントに施した場合におけるステントと血管の接着強度を示す図である。フッ素（Ｆ）を添加したＤＬＣ（Ｆ－ＤＬＣ）におけるフッ素濃度を変えた際のステントと血管の接着強度を測定した結果である。剥離試験後において、コーティングを施したステンレス鋼上に残った血管組織を観察した結果の画像写真である。本発明の実施の形態となるステントと生体組織とをかん子を用いて接着する際の構成を示す断面図である。ＣＦ_４の割合を変化させて基板にダイヤモンド状炭素（ＤＬＣ）のコーティングを行なったときのラマンスペクトルである。ＣＦ_４の割合を変化させたときのＣ１ｓのＣ－Ｃ結合ピークを示すＸ線光電子分析結果である。ＣＦ_４の割合を変化させたときのＦ１ｓのＣ－Ｆ結合ピークを示すＸ線光電子分析結果である。

　本発明の生体組織と人工物の接着装置、あるいはステントの実施の形態について説明する。これらにおいては、特にそのコーティング材料を使い分けている。初めに、このコーティング材料について説明する。このコーティング材料としては、非晶質炭素、及び酸化チタン（ＴｉＯ_ｘ）からなるグループから少なくとも一つの材料が選択される。

　このコーティング材料としては、まず非晶質炭素がある。ここで、非晶質炭素は、非晶質炭素と非晶質炭素に元素を添加した非晶質炭素を含む。非晶質炭素に添加する（ドープする）元素としては、Ｓｉ、Ｔｉ、Ｃｒ、Ａｌ、Ｆｅ、Ｎｉ、Ｃｕ、Ａｇ、Ｍｏ、Ｗ、Ｆ、Ｈ、Ｎ等がある。

　ここで、非晶質炭素として、ダイヤモンド状炭素（Ｄｉａｍｏｎｄ－Ｌｉｋｅ　Ｃａｒｂｏｎ：ＤＬＣ）膜について説明する。ダイヤモンド状炭素（ＤＬＣ）膜は、炭素間の結合を骨格構造としたダイヤモンドに近いアモルファス炭素膜である。炭素原子から構成される物質は、その原子配列から結晶体固体、分子結晶体固体、非結晶体固体に分類できる。

　結晶体固体は、その原子配列において長距離秩序を有する物質で、炭素からなる結晶体固体には結合状態によって数種類の同素体が存在する。分子結晶体固体は、炭素原子で構成される分子同士が分子間力で結合している物質である。非結晶体固体は、構成原子の長期的な配列規則性がなく、中距離秩序や短距離秩序が存在する物質と定義され、アモルファスと呼ばれる。非結晶体炭素膜は、アモルファス炭素と呼ばれる。

　ダイヤモンド状炭素（ＤＬＣ）は、アモルファス膜に含まれる。アモルファス膜の組成は主に炭素と水素からなる。膜中のｓｐ^３（結合角１２０度の立体的な結合）結合性結晶、ｓｐ^２（結合角１２０度の平面的な結合）結合性結晶の結合比率と水素の含有量により、その物性が大きく変化する。

　ダイヤモンド状炭素（ＤＬＣ）膜は、高硬度、高耐摩耗性、低摩擦係数、絶縁性、高化学安定性、高腐食性、高ガスバリア性、高熱伝導率、高生体親和性、高赤外透過性等の特徴を有している。ＤＬＣ膜は、電気・電子機器や切削工具、金型、自動車部品、光学部品、医療用機材（人工骨、眼内レンズなど）、ＰＥＴ（ポリエチレンテレフタレート）ボトルの酸素バリア膜など幅広く応用されている。

　ＤＬＣの成膜法としては、アークイオンプレーティング法やスパッタリング法の物理蒸着法（ＰＶＤ法）、高周波プラズマＣＶＤ法、イオン化蒸着法等がある。

　成膜法によって、ＤＬＣ膜の特性は異なる。例えば、高周波プラズマＣＶＤ法によって得られる膜質は、膜中の水素が多いため平滑性に優れ、摩擦係数も小さいが若干硬度が低い。イオン化蒸着法では、イオン化した炭化水素を直流で加速するため、膜中から水素がたたき出され膜が硬くなるが、若干面粗度が悪くなる。スパッタリング法は、水素フリーにすることが可能で膜を高硬度とすることができるが、これにより得られるＤＬＣ膜の粘性は低い。

　また、同一の成膜方法を用いた場合でも、その成膜に用いる各種条件を変えることによって、得られるＤＬＣ膜の摩擦係数や硬度は変化する。摩擦係数や硬度は、膜中の水素含有量によって変化し、この水素含有量は、各種条件によって変化する。例えば、高周波プラズマＣＶＤ法によって成膜する場合、ＤＬＣ膜の原料となる炭化水素系ガスの流量や圧力、電力などを変化させることにより、膜中の水素含有量を変化させることができる。

　また、摺動環境において、ＤＬＣ膜の低摩擦・高耐摩耗性を有効に機能させるためには、基板との密着力を確保する必要がある。摺動中に膜が消失してしまう要因として、ＤＬＣ膜と基板との密着力が低いことが挙げられる。一般にシリコンや炭化タングステンを基板とした場合には比較的密着力が高いが、鉄や銅は密着力が低いために、その対応策が必要となる。

　また、ダイヤモンド状炭素（ＤＬＣ）膜の応力制御としてダイヤモンド状炭素（ＤＬＣ）膜と基板との境界に中間層を形成し、それぞれの材料間の密着力を向上させ、ダイヤモンド状炭素（ＤＬＣ）膜の高い内部応力を緩和することができる。

　この中間層材料には、Ｓｉ、Ｗ、Ｔｉ、Ｃｒ及びその炭化化合物が用いられる。また、ＤＬＣ膜の内部応力を意図的に緩和する方法として、ＤＬＣ膜への他元素の添加が有効である。この場合、ＤＬＣ膜への内部応力を減少させてＤＬＣ膜の剥離を抑制する一方で、ＤＬＣ膜の硬度や摩擦係数が変化することから、元素添加量が重要となる。フッ素（Ｆ）を添加したＤＬＣ膜（Ｆ－ＤＬＣ）の場合、従来のＤＬＣよりも膜の応力は下がり更に軟性化するため、基板への密着性、追従性が向上する。

　この点を調べるため、ＤＬＣの薄膜を堆積させる基板としてＳｉ基板を用いた場合について調べた。Ｓｉ基板を用いた理由は、レーザーラマン分光光度計によるラマンスペクトルに基板の影響が少ないためである。Ｓｉ基板は、アセトンに浸し１０分間の超音波洗浄を行なった。ＤＬＣの成膜には高周波プラズマＣＶＤ装置を使用し、原料ガスはＤＬＣの成膜材料となるＣＨ_４、Ｆを添加するための材料としてＣＦ_４を用いた。また、Ｆの添加量を変えるために、ＣＦ_４の割合を全流量（ＣＨ_４＋ＣＦ_４）に対して０％、２０％、４０％、６０％、８０％とＣＦ_４の割合が異なる５種類の試料を作成した。

　ＤＬＣ膜の膜厚は０．２μｍとし、コーティングした材料をレーザーラマン分光光度計で測定し、Ｃ原子とＦ原子の結合の状態を調べ、ＤＬＣあるいはＦ－ＤＬＣの成膜を確認した。測定条件は、レーザ光波長：５１４．５４ｎｍ、波数分解能：０．８２ｃｍ^－１、露光時間：６０ｓｅｃとした。

　試料の作製にあたって、基板には大きさ２０ｍｍ×８ｍｍ×０．０３ｍｍのステンレスＳＵＳ３１６を用い、ＣＦ_４の割合を全流量（ＣＨ_４＋ＣＦ_４）に対して０％、２０％、４０％、６０％、８０％でコーティングを行なった。また、ダイヤモンド状炭素（ＤＬＣ）の付着強度を向上させるため、中間層としてシリコン（Ｓｉ）をスパッタリングによりコーティングした。分析はＸ線光電子分光分析（Ｘｒａｙ　Ｐｈｏｔｏｅｌｅｃｔｒｏｎ　Ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ：ＸＰＳ）測定を行なった。

　上述のコーティング条件を表１に示す。

　ラマンスペクルのＣＦ_４流量依存性を図７に示す。図７により、１３５０ｃｍ^－１付近のＤバンドと、１５５０ｃｍ^－１付近のＧバンドがＣＦ_４６０％（ＣＨ_４４０％）までは確認でき、ＤＬＣが成膜されていることがわかった。しかし、ＣＦ_４８０％（ＣＨ_４２０％）ではピークが確認できなかったため、ＤＬＣ膜となっていないことがわかった。

　Ｃ１ｓのＣ－Ｃ結合ピークのＸ線光電子分光分析（ＸＰＳ）結果を図８に、Ｆ1ｓのＣ－Ｆ結合ピークのＸ線光分光分析結果を図９に示す。図７により、ＣＦ_４の割合を増やしていくと、Ｃ－Ｃ結合が減少していることがわかった。また、図９により、ＣＦ_４の割合を増やしていくとＣ－Ｆ結合が増加していることがわかった。

　ラマン分光分析の結果から、ＣＦ_４６０％（ＣＨ_４４０％）までの試料がＤＬＣであると確認されたが、ＣＦ_４８０％（ＣＨ_４２０％）ではＤＬＣのピークが確認されなかった。

　ここで、ＸＰＳのＣ１ｓピークの結果を見ると、ＣＦ_４の割合を増やすとＣ－Ｃ結合が減少している。

　Ｆ１ｓのピークを見ると、ＣＦ_４の割合増加によってＣ－Ｆ結合の増加が確認された。Ｃ－Ｆ結合はＣＦ_２やＣＦ_３が主体となっていると考えられ、これらの結合が多く存在すると、ＤＬＣ膜の表面の疎水性が高くなる。

　なお、上記の通り、ＣＦ_４が６０％以下の場合にはダイヤモンド状炭素であることが確認され、ＣＦ_４が８０％以上である場合にはもはや厳密にはダイヤモンド状炭素とはなっていないことが確認された。しかしながら、以下では、便宜上、ＣＦ_４が０％の場合に得られた材料をＤＬＣ、ＣＦ_４が含まれる場合（ＣＦ_４が８０％以上の場合も含む）に得られた材料をＦ－ＤＬＣと呼称する。

　次に、表面コーティング材料の他の例として、酸化チタン（ＴｉＯ_ｘ）がある。本発明の人工物の表面コーティング材料である酸化チタン（ＴｉＯ_ｘ）として、代表例なものとして二酸化チタン（ＴｉＯ_２）がある。

　ここで、酸化チタンの代表例であるＴｉＯ_２を用いた膜の作製方法について述べる。大きさ２０ｍｍ×８ｍｍ×０．０３ｍｍのステンレスＳＵＳ３１６基板をアセトンにて１０分間の超音波洗浄を行ない、ＴｉＯ_２のコーティングを施すための成膜を行なった。成膜には高周波マグネトロンスパッタ装置を使用し、スパッタリングガスはアルゴン（Ａｒ）とした。条件を表２に示す。

　本発明の実施の形態となる生体組織と人工物の接着装置について説明する。この生体組織と人工物の接着装置では、低エネルギの振動、熱及び圧力のいずれか一つの単エネルギ又は振動、熱及び圧力を合わせて複合エネルギにすることにより生体組織と人工物を接着する。

　特許文献３に示されるようなフッ素化ダイヤモンドライクカーボン薄膜の物理蒸着法に比較して、本発明の上記実施例では高周波プラズマＣＶＤ法により原料ガスのＣＨ_４とＣＦ_４との割合比率を変えるという簡便な方法でフッ素含有量を制御することができる。

　フッ素含有量の上昇に伴い、表面濡れ性における接触角は上昇し、表面エネルギは減少する。単純に考えれば、フッ素含有量が上昇すれば表面エネルギは減少し、基材との接触角が減少すると推察できる。しかしながら、上記の例によれば、使用する原料ガス中ではフッ素含有量が高い場合に接着力が高いことが判明した。

　これらのコーティング材料を用いた接着装置について説明する。図１は、本発明の実施の形態となる生体組織と人工物との接着装置Ａの構成を示す。図１において、接着装置Ａは、Ｌ字状の断面で下部に突出台１ａを有する載置体１を有する。この載置体１の突出部１ａの上部にロードセル２（荷重変換器）が載置され、このロードセル２の上部に振動子（ピエゾアクチュエータ）３が配置されている。一方、載置体１の上部で、この振動子３の上方に、セラミックヒータ４が配置されている。

　振動子３とセラミックヒータ４の間には、試料接触部５を介して、生体組織である血管６及び人工物であるステンレス製ステント７の積層構造とされた試料Ｓ１が載置される。図２は、この状況を拡大した構成の断面図である。

　図２に示すように、人工物であるステント７の表面には第１のコーティング膜７ａが施されていることにより、ステント７の表面が改質されている。このように、生体組織である血管６及び人工物であるステント７は、重ね合わせられ接触させられた状態で試料接触部５の上部に配置され、血管６及びステント７は重ね合わされ接触させらた状態で、振動子３とセラミックヒータ４の間に配置され挟持されている。すなわち、振動子３とセラミックヒータ４は、これらの間において血管６とステント７とを積層して支持する支持手段となる。

　セラミックヒータ４の先端は、ステント７の上部に接触している。ステント７と血管６は、セラミックヒータ４からの熱と圧力を受ける。振動子３は、試料接触部５、血管６及びステント７に所定の振動を与える。ステント７、血管６、試料接触部５は、振動子３とセラミックヒータ４で挟まれており、この場合は低エネルギーの振動、熱及び圧力を同時に加えられている。すなわち、振動子３（あるいは試料接触部５）とセラミックヒータ４は、血管６とステント７の積層構造に圧力を印加する付与手段となる。また、振動子３は、この積層構造に振動を印加する付与手段となり、セラミックヒータ４は、この積層構造に熱を加える付与手段となる。

　このように上記の接着装置Ａでは、単独ではたんぱく質変性を生じさせない低エネルギの振動と熱及び圧力を合わせて複合エネルギにすることにより、たんぱく質変性を生じさせ、生体組織である血管６と人工物であるステント７を接着させることができる。

　セラミックヒータ４は、セラミックヒータ４の温度を制御するセラミックヒータコントローラ８に接続されている。セラミックヒータコントローラ８は、セラミックヒータ４を設定温度に保つ。また、振動子３は、振動子３の振動を制御するピエゾアクチュエータドライバ９に接続されている。ピエゾアクチュエータドライバ８は、振動子３の振動周波数と振動振幅の大きさを決定する。

　また、セラミックヒータ４の側面には、静電容量型変位計（静電容量型ギャップ検出器）１０が配置されている。この静電容量型変位計１０は、振動子３とセラミックヒータ４間のギャップを検出する。

　さらに、上記の接着装置Ａは、オシロスコープ１１を備え、このオシロスコープ１１は、セラミックヒータ４の電圧等を測定する。また、上記接着装置Ａは、サーモグラフィ１２を有し、このサーモグラフィ１２は、ステント７、血管６の表面の温度を測定・画像化し、これによって、操作者は、ステント７、血管６の表面の温度状態を診断することができる。このように、振動振幅・温度・圧力は、オシロスコープ１１、サーモグラフィ１２及びロードセル２を用いて計測される。

　上記した接着装置Ａは、ＡＤ変換装置１３を備え、このＡＤ変換装置１３は、ロードセル２のデータを電圧等のデータに変換する。サーモグラフィ１２とＡＤ変換装置１３は、パーソナルコンピュータ１４に接続されている。

　図２の構成においては、接着後における血管（生体組織）６とステント７（第１のコーティング膜７ａ）との間の接着強度が高いことが要求される。この接着強度は、第１のコーティング膜７ａの材料として適切なものを用いることにより、向上させることができる。

　一方で、上記の圧力・温度は、これらの間の界面に印加されるだけでなく、接着装置Ａの一部、例えば図２におけるセラミックヒータ４とステント７との界面、あるいは血管６と試料接触部５との界面にも印加される。このうち、特に血管６と試料接触部５との界面が接着されてその接着強度が高くなった場合には、血管６とステント７とが接着された構造を、この接着装置Ａから分離することが困難である。あるいは、この分離の際に、血管６が破損することがある。従って、この界面における接着強度を、前記と逆に、極力小さく、あるいはこの界面を接着させないようにすることが必要である。そのため、この試料接触部５としては、血管（生体組織）６との密着性の低いＰＴＦＥ板（Ｐｏｌｙｔｅｔｒａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌｅｎ板：フッ素樹脂加工板）が使用される。

　ここで、ステンレス鋼（ステント）にコーティングを施すことで、血管との接着強度を大きくすることが可能かどうか確認するため、コーティングを施したステンレス鋼と血管との接着実験を行った。コーティング材料として、（１）ＤＬＣ（Ｆドープなし）、（２）ＣＦ_４４０％（ＣＨ_４６０％）の原料ガスを用いたＦ－ＤＬＣ、（３）ＣＦ_４６０％（ＣＨ_４４０％）の原料ガスを用いたＦ－ＤＬＣ、（４）ＣＦ_４８０％（ＣＨ_４２０％）の原料ガスを用いたＦ－ＤＬＣ、（５）ＴｉＯ_２の５種類を用いた。

　振動子の上にＰＴＥＥ板を敷き、その上にコーティングを施したステンレス鋼、血管の順番で載せた。コーティングを施したステンレス鋼は、厚み０．０３ｍｍとし８ｍｍ×２０ｍｍの短冊型とした。血管は、８ｍｍ×２０ｍｍの短冊型とし、コーティングを施したステンレス鋼と血管を５ｍｍ重ねて接触させて接着した。セラミックヒータの押付面の大きさは、４ｍｍ×１ｍｍとした。前記の通り、この構成においては、ＰＴＦＥ板と血管との接着は生じていない。

　接着条件は、振動無付加の場合には、接着温度２３０℃、接着圧力２．５ＭＰａ、接着時間１２０ｓｅｃとし、振動付加の場合には、接着温度２３０℃、接着圧力２．５ＭＰａ、接着時間１２０ｓｅｃ、振動周波数１２ｋＨｚ、振動全振幅２μｍとした。

　Ｆ－ＤＬＣ（図３における（４））膜のコーティングを施したステンレス製ステントと血管を接着した試験片の引張試験を行なった後、Ｆ－ＤＬＣコーティングを施したステンレス鋼表面の組織観察を行なった。Ｆ－ＤＬＣ膜のコーティングを施したステンレス鋼表面には、血管と見られる組織が残っており、組織が残っていない面と残っている面の境界の表面を走査型電子顕微鏡（Ｓｃａｎｎｉｎｇ　Ｅｌｅｃｔｒｏｎ　Ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｅ：ＳＥＭ）で観察した。

　まず、血管とステンレス鋼（無コーティング）の接着実験の結果を表３に示す。

　血管の上にステンレス鋼（無コーティング）を載せ、接着圧力１０ＭＰａ、接着時間１２０ｓｅｃ、接着温度１３０℃とした場合は、接着しなかった。接着圧力１０ＭＰａ、接着時間１２０ｓｅｃ、接着温度２００℃の場合は、接着した。このように、上記の接着装置Ａを用いることにより、接着時間を１２０ｓｅｃと従来に比較して大幅に短縮できた。また、試験片の順番を入れ替え、ステンレス鋼（ＳＵＳ）の上に血管を載せた場合も接着し、血管の上にステンレス鋼（ＳＵＳ）を載せた場合よりも接着強度が大きかった。従って、この接着装置Ａにおいては、接着圧力としては１０ＭＰａ以上、接着温度としては２００℃以上が特に好ましい。

　次に、コーティング材料による血管のステントへの接着強度の変化を調べた。図３は、各種のコーティング材料（コーティング材料無しも含む）を用い、ステントの表面にコーティング（コーティング無しも含む）した場合のステントと血管の接着強度を示したもので、各材料につき４回分の実験データを示す。

　図３において、１は、無コーティングのステントと血管の接着強度、２はＣＨ_４１００％（ＣＦ_４を使用せず）の原料ガスを用いたＦを含有しないＤＬＣをコーティングしたステントと血管の接着強度、３はＣＦ_４４０％（ＣＨ_４６０％）の原料ガスを用いたＦ－ＤＬＣをコーティングしたステントと血管の接着強度、４はＣＦ_４８０％（ＣＨ_４２０％）の原料ガスを用いたＦ－ＤＬＣをコーティングしたステントと血管の接着強度、５はＴｉＯ_２をコーティングしたステントと血管の接着強度をそれぞれ示す。

　Ｆを含有しないＤＬＣ（２）あるいはＣＦ_４４０％（ＣＨ_４６０％）以下の原料ガスを用いたＦ－ＤＬＣ（３）をコーティングした場合は、コーティングを施していないステント（１）よりも接着強度が小さくなり、ＣＦ_４８０％（ＣＨ_４２０％）以上の原料ガスを用いたＦ－ＤＬＣ（４）をコーティングした場合には、コーティングを施していないステント（１）よりも接着強度が大きい傾向が見られた。また、ＴｉＯ_２（５）コーティングの場合の場合の接着強度も、（４）と同様に大きくなった。

　更に、ＤＬＣ、Ｆ－ＤＬＣに限定してこの接着強度の測定を行った。ここでは、Ｆ－ＤＬＣを成膜する際のＣＦ_４濃度を０％、２０％、４０％、６０％、７０％、８０％とした。血管との接着は、ヒーター予熱温度１２５℃、振動子予熱温度５０℃とし、接着温度１２０℃、圧力１２５ＭＰａ、振動周波数１１．８４ｋＨｚ、振動振幅５μｍ、接着時間１２０ｓｅｃで行った。サンプルの数は、各条件で５回以上とした。この場合に得られた接着強度を図４に示す。なお、ここで、接着条件が図３の場合とは等しくないために、接着強度が図３の場合とはわずかに異なる。ＣＦ_４が０～４０％の場合には、無コーティングの場合と比べて接着強度は低下し、ＣＦ_４が７０％以上では無コーティングの場合と比べて接着強度は向上する。

　ＣＦ_４８０％（ＣＨ_４２０％）以上の原料ガスを用いたＦ－ＤＬＣのコーティングを施したステンレス鋼と血管とを接着し、剥がした後、コーティングを施したステンレス鋼上に残った血管を観察した結果のＳＥＭ画像写真を図５に示す。図５において、Ｆ－ＤＬＣコーティングを施したステンレス鋼表面には、血管とみられる組織が残っており、組織が残っていない面と残っている面の組織の境界の表面をＳＥＭで観察した。なお、倍率１０００倍で、加速電圧は１ｋＶであった。図５の画像写真に、血管組織１５とステンレス鋼１６が示されている。この場合、血管組織１５が網目状となっている様子がわかった。また、約１μｍの太さの繊維があることを確認した。

　この結果より、特にこのコーティングを施したステントと血管との接着が可能であり、かつ血管同士の接着強度よりも強固であることから、例えば、ステントを血管に接着し、ステントのずれを防ぐことが可能である。

　図３、４の結果より、ＣＦ_４７０％以上（ＣＨ_４３０％以下）の原料ガスを用いたＦ－ＤＬＣ又はＴｉＯ_２を第１のコーティング膜７ａの材料として用いることで、非常に強固な接着を実現できることが明らかである。

　一方で、試料接触部５として、前記のＰＴＦＥ板の代わりに、Ｆを含有しないＤＬＣあるいはＣＦ_４４０％（ＣＨ_４６０％）以下の原料ガスを用いたＦ－ＤＬＣを用いれば、試料接触部５と血管（生体組織）６とが接着することが抑制される。この場合には、図２において、振動子３表面にステンレス鋼を接続し、この表面をこれらの材料でコーティングすればよい。更に、この部分だけでなく、接着装置Ａの内部において、接着作業を行なう際に血管６が接触する可能性のある箇所にこれらの材料をコーティングすることによって、血管６を本来接着するべきステント７以外の箇所に血管６が接着されることを抑制することができる。

　特に、ＤＬＣ又はＦの含有量が低い（ＣＦ_４が４０％以下の）Ｆ－ＤＬＣと、Ｆの含有量の高い（ＣＦ_４が７０％以上の）Ｆ－ＤＬＣは、同一の材料系であり、同一の成膜装置を用いて形成できるにも関わらず、両者は、生体組織との間の接着性に対しては、逆の特性をもつ。このため、同一の成膜装置を用い、前者を接着装置Ａ側に、後者をステント７側にコーティングすることにより、生体組織とステント７とを、この接着装置Ａを用いて特に確実に強固に接着することが可能となる。

　本発明の一実施例として、生存中の豚の大動脈に一部切り込みを入れ、８ｍｍ×２０ｍｍの短冊型にカットしたステントを血管内に接着した。接着条件は、接着時間５０ｓｅｃ、振動周波数１２ｋＨｚとした。ＣＦ_４８０％（ＣＨ_４２０％）の原料ガスを用いたフッ素（Ｆ）を含有するＦ－ＤＬＣ膜のコーティングを施したステンレス製ステントを使用した。接着手順は、（１）豚の大動脈の血管を半分に切断冷却する工程、（２）血管内にステントを挿入する工程、（３）血管とステントを接着する工程、及び（４）接着した血管とステントを冷却して組織損傷を抑える工程であった。その結果、上記の接着装置を用いて、血管に損傷を与えずに、ステントを血管に装着することができた。また、約１時間の拍動下において接着したステントと血管が剥がれないことを確認した。

　上記の例では、接着装置Ａに装着されていない他の装置（手段）で前もって第１のコーティング膜７ａをステント７上に形成する。このコーティング済のステント７を接着装置Ａにおける支持手段に装着している。しかしながら、これらのコーティング膜を形成するコーティング手段を接着装置内に設けることもできる。この場合は、上記の振動子３やセラミックヒータ４等と離れた箇所において高周波プラズマＣＶＤ装置等（ＤＬＣ、Ｆ－ＤＬＣの場合）あるいは高周波マグネトロンスパッタ装置等（ＴｉＯ_２の場合）と同様の機構を設ける。これにより、ステント７の表面に第１のコーティング膜７ａを形成した後に、図２の構成で血管５とこのコーティング済みのステント７とを接着すればよい。

　また、圧力を加える付与手段、振動を加える付与手段、熱を加える付与手段としては、上記の構成以外にも各種の構成のものが適用できる。これによっても、同様の効果を奏することは明らかである。この際、少なくとも圧力、振動、熱のいずれかが加えられることによってステント７と血管（生体組織）６とを接着することができる。

　上記の例では、ステンレス製ステントにおける生体組織が接着される側のみに、その接着性を高めるコーティングを施した。しかしながら、このステントにおいても、上記の２種類のコーティングを使い分けて使用することができる。この例が図６に示された構成である。図６で、試料Ｓ２を構成する２種類のコーティング材料を上下両表面に施した人工物であるステンレス製ステント２２と生体組織である血管２１、試料Ｓ２であるステント２２と血管２１を上下に挟持するかん子２３の構成図である。図６において、生体組織である血管２１は、かん子２３に両側から圧力を加えられることによって、人工物であるステント２２に接着される。

　ステント２２は、上表面（かん子２３側）に、ＤＬＣ（例えば図３における（２））あるいはＦ濃度の低いＦ－ＤＬＣ（例えば図３における（３））からなる第２のコーティング膜２２ａ、下表面（血管２１側）にＦ濃度の高いＦ－ＤＬＣ（例えば図３における（４））からなる第１のコーティング膜２２ｂが形成されている。前記と同様に、第１のコーティング膜２２ｂとして、ＴｉＯ_２（図３における（５））を用いてもよい。

　上述の例の場合、血管２１が仮にステント２２とかん子２３（上側）側に入り込んでも、その接着強度は低くでき、ステント２２と血管２１（下側）の接着強度は高くできる。すなわち、ステント２２とかん子２３側における血管２１の接着強度が低いために両者は接着し難く、一方ステント２２と血管２１の接着強度は高いために両者は強固に接着する。

　上記の接着装置Ａを用いずに、かん子２３を用いて血管２３とステント２２とを接着する場合、この構成でコーティングされたステント２２を用いることによって、両者を強固に接着することができる。また、上記の接着装置Ａを用いる場合においても、生体組織をステントの一面（第１のコーティング膜２２ｂが形成された面）以外に付着させたくない場合には、ステント２２に上記の構成のコーティングを施すことは有効である。

　また、上記の例では、人工物であるステントの１面において１種類の材料からなるコーティングを施していた。しかしながら、これを２種類以上とすることも可能である。例えば、図６中のステント２２の下側の面において、血管２１を接着させたい領域とこれを接着させたくない領域とがある場合、前者の領域にはＦ濃度の高いＦ－ＤＬＣ（ＣＦ_４が７０％以上のＦ－ＤＬＣ）からなる第１のコーティング膜２２ｂを形成し、後者の領域には上側の面と同様にＦ濃度の低いＦ－ＤＬＣあるいはＤＬＣ（ＣＦ_４が４０％以下のＦ－ＤＬＣ又はＤＬＣ）からなるコーティング膜を形成することも可能である。こうした場合には、特にＤＬＣあるいはＦ－ＤＬＣをこれらのコーティング材料として用いることにより、原料ガスの成分（ＣＦ_４／ＣＨ_４）の調整を行うだけで、同一のコーティング装置を用いて、これらのコーティング膜の形成を行うことができる。

　また、上記の例では、人工物であるステントとしてステンレス製のものについて述べたが、ステントのその他の材料として、例えばＮｉＴｉ合金等も使用することができる。

　上述したように、血管とステントの接着実験により、血管とステントの接着が可能であり、かつ血管同士の接着強度よりも強固な接着を実現できた。また、ステンレス鋼にフッ素含有率を変更したＦ－ＤＬＣ膜のコーティングを施すことで、ステントと血管との接着強度の向上を実現できた。あるいは、フッ素含有率をこれと変えることによって、血管とステントとの接着をさせないことができることも確認された。血管が接着することが好ましくない箇所にこの組成のコーティング膜を形成することにより、この箇所への血管の付着を抑制することができた。

Ａ　生体組織と人工物の接着装置
Ｓ１、Ｓ２　試料
１　載置体
１ａ　突出台
２　ロードセル（荷重変換器）
３　振動子（ピエゾアクチュエータ)
４　セラミックヒータ
５　試料接触部
６、２１　血管（生体組織）
７、２２　ステント
７ａ、２２ｂ　　…　第１のコーティング膜
８　セラミックヒータコントローラ
９　ピエゾアクチュエータ(振動子)ドライバ
１０　静電容量型変位計（静電容量型ギャップ検出器）
１１　オシロスコープ
１２　サーモグラフィ
１３　ＡＤ変換器
１４　パーソナルコンピュータ
１５　血管組織
１６　ステンレス鋼
２２ａ　第２のコーティング膜
２３　かん子

Claims

　金属製の人工物と生体組織とを積層して支持する支持手段と、積層された金属製の人工物と生体組織に振動、熱及び圧力の少なくとも一つを付与する付与手段とを具備する、生体組織と人工物の接着装置であって、
　前記支持手段における前記生体組織と接する箇所に、
　フッ素を含有しないダイヤモンド状炭素（Ｄｉａｍｏｎｄ－Ｌｉｋｅ　Ｃａｒｂｏｎ：ＤＬＣ）、又はＣＦ_４の組成比率を４０％以下としたＣＨ_４とＣＦ_４の混合ガスを用いて高周波プラズマＣＶＤ法によって形成されたフッ素ドープダイヤモンド状炭素（Ｆ－ＤＬＣ）からなるコーティング膜が形成されていることを特徴とする、生体組織と人工物の接着装置。
　前記コーティング膜がステンレス鋼の上に形成されている構成を具備することを特徴とする請求項１に記載の、生体組織と人工物の接着装置。
　前記付与手段によって、
　前記積層された金属製の人工物と生体組織における接着圧力が１０ＭＰａ以上、又は接着温度が２００℃以上とされることを特徴とする請求項１又は２に記載の、生体組織と人工物の接着装置。
　生体組織と接着されて用いられる金属製のステントであって、
　ＣＦ_４の組成比率を７０％以上としたＣＨ_４とＣＦ_４の混合ガスを用いた高周波プラズマＣＶＤ法によって形成されたフッ素ドープダイヤモンド状炭素（Ｆ－ＤＬＣ）が、前記生体組織と接着される面にコーティングされていることを特徴とするステント。
　前記生体組織と接着される面と異なる面に、
　フッ素を含有しないダイヤモンド状炭素（Ｄｉａｍｏｎｄ－Ｌｉｋｅ　Ｃａｒｂｏｎ：ＤＬＣ）、又はＣＦ_４の組成比率を４０％以下としたＣＨ_４とＣＦ_４の混合ガスを用いた高周波プラズマＣＶＤ法によって形成されたフッ素ドープダイヤモンド状炭素（Ｆ－ＤＬＣ）がコーティングされていることを特徴とする請求項４に記載のステント。
　ステンレス鋼又はＮｉＴｉ合金からなることを特徴とする請求項４又は５に記載のステント。