凝絮加工而成的体内留置型医疗器具、该体内留置型医疗器具的制造方法以及该体内留置型医疗器具的制造装置

摘要

本发明提供基体表面被用具有活体亲和性的纤维凝絮加工的、与活体之间的粘接性较高的经皮端子、体内留置型医疗器具，以及它们的制造方法、制造装置。本发明的经皮端子中，由于经皮端子的基体表面被用具有活体亲和性的短纤维(羟基磷灰石复合体粒子等)凝絮加工，所以具有活体亲和性的短纤维相对经皮端子的基体的表面垂直或者大体垂直地起毛。其结果是，由于经皮端子的基体的单位面积与覆盖在该单位面积上的、具有活体亲和性的短纤维的表面积的比例显著提高，因而该经皮端子和活体组织的粘接性提高，从而可以将具有该经皮端子的导管等医疗设备稳定地固定到活体上。由于用上述短纤维凝絮加工，所以本发明的体内留置医疗器具也可以稳定固定在活体上。

说明书

技术领域

本发明涉及例如体内留置型医疗器具(体内留置型医疗用设备)中的用于防止在活体内插入部处的细菌感染的经皮端子，或者是涉及在体内防止偏移的医疗器具，具体而言，涉及基体的表面是由具有活体亲和性的纤维凝絮加工而成的、与活体之间的密接性较高的经皮端子等的体内留置型医疗器具。此外，本发明还涉及上述体内留置型医疗器具的制造方法以及上述体内留置型医疗器具的制造装置。

背景技术

近年来，经皮导管等体内留置型医疗器具被用于医疗中。例如，上述经皮导管从活体外部插入到活体内，从而进行腹膜透析等医疗行为。但是，在将经皮导管等体内留置型医疗器具埋植(移植)在活体内的情况，活体组织会将上述体内留置型医疗器具识别为异物。而且，由于上述活体组织与上述医疗器具相互不密接，因而例如在经皮导管的情况下，表皮沿着导管而陷入到内侧，从而产生所谓的下降生长(down growth)(这是上皮组织沿着导管表面而向内部陷入的现象)。若下降生长加深，则无法进行消毒，而形成细菌的感染通路，从而引起皮肤的炎症等。最后产生必须抽出上述体内留置型医疗器具的情况这样的问题。此外，即使是经皮导管以外的体内留置型医疗器具，也存在体内位置偏移的问题。因此，为了解决上述问题，提出了赋予有对活体的密接性的各种体内留置型医疗器具。

例如，腹腔内留置导管和中心静脉导管具备套部件(涤纶套，dacroncuff)，该部件由用于防止细菌感染以及将导管固定在活体内的涤纶性无纺布制成(例如，参照专利文献5)。通过在皮下埋入上述涤纶套的一部分，使皮下的结合组织增生而牢固地固定，导管可靠地固定，从而可降低因事故而抽取的可能性。然而，即便是上述导管的情况，上述涤纶套与活体组织仍未密接，因此不能完全防止细菌感染。

此外，作为其它的体内留置型医疗器具，而提出一种由活体亲和性较高的羟基磷灰石陶瓷形成的经皮端子(参照非专利文献2)。但是，在上述现有技术中公开的结构中存在以下问题。公开在上述非专利文献2中的结构，仅由羟基磷灰石陶瓷构成经皮端子。虽然羟基磷灰石是牙齿的成分而对良好的软组织表现出亲和性，但是羟基磷灰石陶瓷则较硬而具有脆性。因此，上述经皮端子较硬，在埋植于活体内的情况下，往往在羟基磷灰石陶瓷与活体组织之间形成间隙，从而存在与活体之间的密接性较差的问题。而且，在仅利用羟基磷灰石陶瓷来制造经皮端子的情况下，还存在该经皮端子的尺寸变大的问题。因此，上述非专利文献2所公开的结构存在各种问题，如：上述经皮端子易破损，或者是，在将上述经皮端子埋植在活体内的情况，患者因该经皮端子的固定而产生不相容的感觉。

此外，作为其它的例子而言，为了赋予与活体之间的密接性，而提出如下方法，在医疗用设备的基材或者医疗用材料的基材的表面修饰活体亲和性较高的磷酸钙。具体而言，在专利文献6中公开有一种方法，该方法是，例如使用溅射离子束在由高分子等构成的医疗用部件的基材表面上修饰磷酸钙；在专利文献7中公开有一种方法，该方法是对玻璃或者是磷酸钙类陶瓷等的基材的表面通过浸渍法修饰磷酸钙；在专利文献8中公开有一种方法，该方法是使磷酸钙在活体无机材料的表面析出；在专利文献9中公开有一种方法，该方法是通过喷射处理法等将磷酸钙等以机械方式压接在医疗用材料的表面上；在专利文献10中公开有一种方法，该方法是利用交替浸渍法在有机高分子等医疗用材料的基材表面上修饰磷酸钙。

但是，在上述专利文献6～10中公开的方法中，在基材表面上修饰的磷酸钙均是无定形的，在活体内易于溶解。因此，在活体内，使用上述专利文献6～10中记载的医疗用材料所制造的医疗用设备的活体亲和性不会长时间持续。由此，虽然在溶解用途中(例如骨置换材料)可以在活体中适合地使用上述磷酸钙，但却不能将上述磷酸钙合适地用在长时间体内保持的用途方面(例如，经皮端子)等。此外，在上述专利文献6～10中所公开的修饰法中，通过物理方式或者静电方式将磷酸钙固定安装在基材上，存在密接强度较弱的问题。

因而，为了对应在体内长时间保持上述磷酸钙这样的用途，寻求一种利用上述磷酸钙来修饰高分子基材的表面的方法，并因而提出了各种方案。例如，提出了在专利文献11～13中公开的方法等。在上述专利文献11中记载内容为，使用粘接剂将由羟基磷灰石构成的陶瓷多孔质粒子固定在腹腔内留置导管的高分子基材的表面上，以及，通过熔融高分子基材而把该陶瓷多孔质粒子固定在其表面上。此外，在专利文献12中公开有一种医疗用材料，使羟基磷灰石等磷酸钙与高分子基材的表面化学结合。在专利文献13中公开有一种技术，在以磷酸钙类化合物覆盖有机纤维集合体或者无机纤维集合体的基础上，再与人工气管等接合。

但是，如专利文献11所记载的那样，在使由活体亲和性较高的羟基磷灰石构成的多孔质粒子与导管的表面粘接或者是熔融在一起的情况下，由于在导管上直接安装羟基磷灰石，所以存在安装有上述羟基磷灰石的部分的物性不同于其它部分的问题。尤其是，在通过熔融方式把由羟基磷灰石构成的多孔质粒子引导到导管中的情况，可能会损害导管的物性而发生折断。还存在如下问题，在通过粘接剂将羟基磷灰石直接粘接在导管上的情况，羟基磷灰石被放入粘接剂中，因而羟基磷灰石的露出来的面积减少，此外，还有在粘接不足的情况，有时羟基磷灰石会与导管相脱离。如同专利文献13记载的那样，在以磷酸钙类化合物覆盖纤维集合体的情况，没有由磷酸钙类化合物覆盖的纤维有可能会露出。此外，由于需要在预先制造被磷酸钙类覆盖的纤维集合体的基础上，再与塑料成形体结合，所以存在的问题是，难以用于形状复杂的医疗器具等。而且，虽然在专利文献13中，通过液相析出法形成了磷酸钙，然而通过液相析出法形成的磷酸钙为无定形的，因而在体内易于溶解。此外，在专利文献13中，在段落(0012)中也有如下记载，将由磷酸钙覆盖的厚度做到低于1μm是很困难的。这是因为，通过液相析出法等现有的方法，在工业上以低于1μm的厚度进行覆盖是困难的，而且在体内易于溶解。

因此，本发明人独自开发了一种通过将丝纤蛋白与羟基磷灰石化学结合来制造的、而且活体亲和性较高的羟基磷灰石复合体粒子(参照专利文献14)。通过把该羟基磷灰石复合体粒子粘接在基体表面上来制造活体密接性较高的经皮端子(参照非专利文献3)。上述经皮端子以及具备该经皮端子的导管与现有的经皮端子相比，活体密接性相当高。

然而，现有公知的凝絮加工法被称为电气植毛或者电装植毛，是利用高压静电场中的静电吸引力，预先在涂敷了粘接剂的基材上垂直种植短纤维(称为“绒毛·絮状物”或“绒毛”)的加工法。此外，不仅是种植短纤维，而且还可以通过选定粘接剂、短纤维、基材等获得各种各样的效果，因此被利用在广泛的领域中(参照非专利文献1)。例如，上述凝絮加工法，可以在衣料制品、纤维制品的加工中利用(例如，参照专利文献1～3)，也可利用在化妆美容用具的加工(例如参照专利文献4)，还可利用在橡胶手套等弹性材料的加工(例如参照专利文献15)。但是，到目前为止，还没有在医疗用材料的加工中使用凝絮加工法的先例。这是由于所谓“在经皮导管等体内留置型医疗器具的表面上凝絮加工短纤”的技术思想本身原本不存在。

非专利文献1：“新高分子文库17凝絮加工的实际情况”、作者：饭沼宪治、出版社：株式会社高分子出版会、p1-、发行日：昭和54年8月1日

非专利文献2：H.AOKI，in“Medical Applications of Hydroxyapatite”(Ishiyaku Euro America，Inc.，1994)p.133-155

非专利文献3：Tsutomu Fruzono，PhD·Shoji Yasuda，MS·TsuyoshiKimura，PhD·Singo Kyotani，MD·Junzo Tanaka，PhD·Akio Kishida，PhD，“Nano-scaled hydroxyapatite/polymer composite IV.Fabrication and celladhesion properties of a three-dimensinal scaffold made of compositematerial with a silk fibroin substrate to develop a percutaneous device”，JArtif Organs(2004)7：137-144

专利文献1：日本特开平7-116557号公报(公开日：平成7年(1995)5月9日)

专利文献2：日本特表2000-505845号公报(公开日：2000年5月16日)

专利文献3：日本特开平6-141926号公报(公开日：平成6年(1994)5月24日)

专利文献4：日本特开2003-38596号公报(公开日：2003年2月12日)

专利文献5：日本特开平8-206193号公报(公开日：平成8年(1996)8月13日)

专利文献6：日本特开平8-56963号公报(公开日：平成8年(1996)3月5日)

专利文献7：日本特开平7-306201号公报(公开日：平成7年(1995)11月21日)

专利文献8：日本特开昭63-270061号公报(公开日：昭和63年(1988)11月8日)

专利文献9：日本特开平7-303691号公报(公开日：平成7年(1995)11月21日)

专利文献10：日本特开2000-342676公报(公开日：2000年12月12日)

专利文献11：日本特开平10-15061号公报(公开日：平成10年(1998)1月20日)

专利文献12：日本特开2001-172511号公报(公开日：2001年6月26日)

专利文献13：日本特开平06-327757号公报(公开日：平成6年(1994)11月29日)

专利文献14：日本特开2004-51952号公报(公开日：2004年2月19日)

专利文献15：美国发明专利申请公开第2004/0033334号说明书(公开日：2004年2月19日)

发明内容

但是，发明人制作的经皮端子(非专利文献3)的情况是，活体亲和性较高的羟基磷灰石复合体粒子并不是相对于经皮端子的基体表面垂直(或者大体垂直)起毛，经皮端子的基体的单位面积与覆盖在该单位面积上的羟基磷灰石复合体粒子的表面积的比例并不很高。此外，在将羟基磷灰石复合体粒子粘接到上述经皮端子的基体表面上的方法中，在形成具有体部和锷部的经皮端子那样极其复杂形状的经皮端子的基体表面上粘接羟基磷灰石复合体粒子的情况下，往往难以朝着体部和锷部的边界附近粘接，有时不能由羟基磷灰石复合体粒子完全覆盖经皮端子的基体的表面。因而，即使是使用了上述发明人制作的经皮端子的情况，有时也不能取得充分的活体粘接性。

因此，本发明鉴于上述问题而提出，其目的在于提供一种经皮端子，该经皮端子与活体组织之间的粘接性(活体粘接性)高、且可以在经皮部附近固定医疗用管，以及提供一种具备该经皮端子的医疗用管等的医疗用装置。此外，本发明的目的还在于，提供用于制造上述那样的活体粘接性较高的经皮端子的方法，以及提供即使是形成了尤其具备体部和锷部的经皮端子那样的复杂的形状的经皮端子，也可以在它的基体表面上覆盖活体亲和性较高的羟基磷灰石复合体粒子等的短纤维。又一本发明目的是提供用于制造如上述那样的活体粘接性较高的经皮端子的装置。而且本发明提供活体粘接性较高的、可以在体内稳定固定的体内留置型医疗器具。又一本发明目的是提供用于制造上述活体粘接性较高的体内留置型医疗器具的方法以及装置。

本发明人为解决上述问题进行了深入研究，而完成本发明。

即，为了解决上述问题，本发明所述的经皮端子是用于把插入在活体内的医疗用管固定在该医疗用管的插入位置的经皮端子，其中，该经皮端子的基体的表面用具有活体亲和性的短纤维凝絮加工。

此外，本发明所述的经皮端子是用于把插入在活体内的医疗用管固定在该医疗用管的插入位置的经皮端子，其中，该经皮端子的基体的表面用具有活体亲和性的短纤维覆盖，而且该经皮端子的基体的单位面积、与覆盖在该单位面积上的短纤维的表面积的比例至少在2倍以上。

所谓上述经皮端子是指在活体内固定医疗用管的部件，所述医疗用管例如使导管或是辅助人工心脏(VAS)的送血管、脱血管等的活体内与活体外连接。具体而言，经皮端子是在经皮部(皮下组织以及其附近)固定经由皮下组织以及其附近的活体组织而插入到活体的内部的医疗用管的部件。

上述本发明所述的经皮端子，由于经皮端子的基体表面用具有活体亲和性的短纤维凝絮加工，所以具有活体亲和性的短纤维相对于经皮端子的基体的表面垂直地或者大体垂直地起毛。其结果是，由于经皮端子的基体的单位面积与覆盖在该单位面积上的具有活体亲和性的短纤维的表面积的比例显著提高，因而该经皮端子和活体组织的粘接性提高，从而可以将具有该经皮端子的导管等医疗设备稳定地固定到活体上。

优选地，本发明所述的经皮端子的上述具有活体亲和性的短纤维由活体亲和性陶瓷、或者是基材与活体亲和性陶瓷结合而成的活体亲和性陶瓷复合体构成。此外，还优选为，本发明所述的经皮端子的上述活体亲和性陶瓷是磷酸钙。还优选为，本发明所述的经皮端子的上述基材为高分子基材。

在此处，所谓“活体亲和性陶瓷”是指：具有与活体组织之间的亲和性(粘接性)的陶瓷，尤其是指磷酸钙烧结体、或者是通过处理粒子表面而产生与活体之间的粘接性的氧化钛等。即：所谓上述活体亲和性陶瓷表示为磷酸钙以及氧化钛中的至少任一方。

此外，所谓“活体亲和性陶瓷复合体”是具有活体亲和性的基材(高分子基材)和活体亲和性陶瓷通过化学结合或者粘接剂而结合的物质，且具备基材的物性和活体亲和性陶瓷的物性双方的物性。上述活体亲和性陶瓷具有与活体组织的亲和性，或者是，即使在埋植在活体内的情况，上述基材以及基体也不会对活体造成影响。而且，上述基材以及基体优选具有弹性。

根据上述结构，经皮端子的基体表面用上述活体亲和性陶瓷复合体的短纤维凝絮加工。因而，由于上述活体亲和性陶瓷复合体和活体组织良好地粘接，于是可以提供在经皮端子部与活体组织之间的粘接性较高的经皮端子。

此外，在活体亲和性陶瓷中，磷酸钙由于具有与活体之间的良好的亲和性(粘接性)而优选，尤其是优选磷酸钙烧结体。下面是关于该磷酸钙烧结体的描述内容。所谓“上述磷酸钙烧结体”是指在高温(例如在800℃～1300℃的温度范围内)下，使非晶质(无定形)的磷酸钙烧结的物质。此外，所谓“磷酸钙复合体”是指具有活体亲和性的基材(高分子基材)与磷酸钙烧结体通过化学结合或者粘接剂而结合的物质，并具备基材的物性和磷酸钙烧结体的物性两方的物性。上述磷酸钙烧结体在与活体组织的亲和性(粘接性)方面优异，而上述基材以及基体即便在埋植于活体内的情况下，也不会对活体产生影响。上述基材以及基体优选具有弹性。

此外，通过对活体亲和性陶瓷中的氧化钛表面进行处理，由此可以显示与活体之间的粘接性以及亲和性。因此，下面是关于该氧化钛的描述内容。

所谓“上述氧化钛”是指，为了具有活体组织和亲和性，在粒子表面进行化学处理，而在粒子表面上导入了氨基等阳离子性官能团。此外，所谓“氧化钛复合体”指的是，具有活体亲和性的基材(高分子基材)和氧化钛粒子通过化学结合或者粘接剂而结合起来的物质，且具备基材和氧化钛粒子两者的物性。即所谓“上述氧化钛”指的是，具有阳离子性官能团的物质。

上述进行了表面处理的氧化钛(粒子)在与活体组织的亲和性(粘接性)方面优异，而上述基材以及经皮端子的基体，即使在埋植于活体内的情况，也不会对活体造成影响。此时，上述基材以及经皮端子的基体优选具有弹性。

根据上述结构，经皮端子的基体表面用上述活体亲和性陶瓷复合体凝絮加工。因而，通过上述活体亲和性陶瓷复合体和活体组织良好粘接，从而可以提供在经皮端子部与活体组织之间粘接性较高的经皮端子。即，通过上述结构，可以很适合使上述活体亲和性陶瓷和医疗用管的周围处的组织粘接，可以适当地固定医疗用管的插入位置，因而，可以防止下降成长。此外，由于使硬的活体亲和性陶瓷与具有弹性的基材相结合来使用，所以覆盖了活体亲和性陶瓷复合体的经皮端子同由羟基磷灰石构成的经皮端子相比不会破损。而且，在把上述经皮端子埋植在活体内的情况下，可以降低患者感受到的不相容感。此外，由于采用上述结构，而在不同于医疗用管的基体上覆盖有活体亲和性陶瓷复合体，所以不会使医疗用管的物性损坏。即，可以提供一种经皮端子，其可以在活体内安全地固定医疗用管。

此外，与非晶质的物质相比，活体亲和性陶瓷的结晶性高、溶解性低。即使是在把医疗用管长时间埋植在活体内的用途中使用经皮端子，也可以通过采用上述结构而可以良好使用。

此外，本发明所述的经皮端子优选为：具有上述活体亲和性的短纤维是，长轴方向的长度在1μm以上1cm以下(优选5μm以上5mm以下，更优选为50μm以上1mm以下)的范围内、短轴方向的长度在1nm以上1mm以下(优选为10nm以上0.5mm以下，更优选为100nm以上0.1mm以下)的范围内的柱状。若超过上述优选范围，则在进行凝絮加工时难以飞起，此外，短纤维也难以在凝絮加工后的经皮端子的表面上保持起毛状态。另一方面，若低于上述优选范围，则不能够扩大经皮端子的表面积，难以实现活体粘接性较高的经皮端子。另外，在本发明中，所谓“短纤维的长轴”指的是，短纤维为圆柱状或者棱柱状的情况下，相对于底面的高度；所谓“短纤维的短轴”指的是，在底面实际上为圆形的情况下，显示圆的直径，在实际上为椭圆形状的情况下，是该椭圆的短径，在实际上为正方形的情况，是该正方形边的长度，在实际上为长方形的情况，是该长方形的短边长度。

具有上述形状的短纤维，既可以容易地进行向基体的表面的凝絮加工，又可使经皮端子上的短纤维(磷酸钙复合体等)的表面积增加。

此外，本发明所述的经皮端子优选如下结构，在上述经皮端子的基体上，设置有锷部，该锷部可抑制该基体相对于上述医疗用管的插入方向的移动。

根据上述结构，而设置有用于抑制上述基体相对于上述医疗用管的延伸方向的移动的锷部。从而，可以进一步抑制医疗用管的移动(上述经皮端子在活体内的内部方向上移动)，由此可以抑制下降成长的进行。另外，上述移动包括平行移动以及旋转移动。因而，在活体内固定上述经皮端子的情况，上述锷部既固定在上述经皮端子的活体内的位置，又可以抑制上述经皮端子旋转(也包括在活体内的经皮端子的扭曲)的情况。

此外，本发明所述的经皮端子优选在上述锷部上形成孔部的结构。通过采用上述结构，在上述锷部上形成有孔部。从而，例如在将上述经皮端子埋入在活体内时，活体内的组织可通过上述孔部而与其它组织粘接。从而，可以进一步把上述经皮端子固定牢固。

此外，本发明所述的经皮端子优选如下结构，上述锷部设置在上述基体的一端到另一端的之间，仅在从上述一端起的包括锷部的区域(或者是从上述一端到锷部的区域)，覆盖有具有活体粘接性的短纤维(活体亲和性陶瓷复合体等)。

通过上述结构，仅是从上述基体的一端起的、包括锷部的区域被具有活体亲和性的短纤维覆盖(活体亲和性陶瓷、活体亲和性陶瓷复合体等)。尤其是，上述活体亲和性陶瓷复合体不仅在活体组织的亲和性(粘接性)方面优异，而且也显示出相对例如细菌等活体以外的其它细胞等的良好粘接性。因而，通过上述结构，由于露出在经皮端子的活体外的部分没有被活体亲和性陶瓷覆盖，所以，即使是在例如在使没有覆盖经皮端子的活体亲和性陶瓷复合体朝向活体外露出的状态下埋植该经皮端子的情况，也可防止上述细菌粘接在经皮端子上。即，可以在使经皮端子的一部分露在活体外的状态下埋植。

此外，本发明所述的经皮端子优选如下结构，锷部以相对于医疗用管的插入方向具有既定角度的方式设置。

通过采用上述结构，在把经皮端子埋植在活体内且在该经皮端子上使用医疗用管的情况下，通过使锷部相对于医疗用管的插入方向倾斜，由此可以使露出到活体外的医疗用管沿着活体。由此，可以降低医疗用管在活体外带来的干扰。

此外，本发明所述的经皮端子的锷部为如下形状，即：在向着活体内埋植上述经皮端子时，该形状要兼顾考虑埋植到该活体中的容易度以及产生与活体之间的较高的粘接力这两者。具体而言，在活体内埋植时，经皮端子相对于医疗用管的延伸方向，存在经皮端子活体内侧表面和经皮端子活体外侧表面。

在此处，所谓“经皮端子活体内侧表面”指的是，在活体内埋植时，经皮端子的、相对于上述医疗用管的延伸方向而垂直存在的经皮端子的中心面的、位于插入方向的经皮端子表面。此外，所谓“经皮端子活体外侧表面”指的是，在活体内埋植时，经皮端子的、相对于上述医疗用管的延伸方向垂直存在的、经皮端子的中心面的活体外侧方向的面。

而且，在形状的堆成性较低的情况下，从该埋植方向埋植容易度不同。

在上体内埋植上述医疗用管以及经皮端子的情况，切开活体一部分的埋植部上皮，穿刺且留置上述医疗用管，把上述医疗用管插入活体中。因此优选为，经皮端子活体内侧表面的锷部具有易于插入(埋植)线段较细的形状，而且还优选为如下结构，为了获得与活体间的粘接面，而具有宽阔的面积。在上述锷部的、与插入方向一侧相反的端部具有宽阔的面积以便取得与活体间的粘接面。

通过上述结构，插入(埋植)变得容易，且可以实现与活体之间的粘接性的提高。

此外，优选如下结构，在本发明所述的经皮端子的锷部上，设置多个孔部，从而相对于锷部的表面积称成为一定的比例。

通过上述结构，在埋植了经皮端子之后，活体组织在上述控中延伸而通过，粘接在该通过一侧的锷部表面上的活体组织与其伸展的组织粘接在一起，如线缝合的那样将经皮端子的锷部固定在上体上。由此，可以抑制相对于上述医疗用的管的插入方向的该基体的移动以及旋转。

通过上述结构，上述基体的至少一部分由多个粒子状的活体亲和性陶瓷复合体覆盖。由此，由于可以使覆盖基体表面的活体亲和性陶瓷的表面积增加，所以可以进一步使经皮端子与活体组织粘接在一起。

本发明所述的经皮端子也可以是与上述医疗用管一体化形成的结构。

通过上述结构，以经皮端子与上述医疗用的管一体化形成的方式构成，所以能够通过固定上述经皮端子来限制导管的移动。

下面对活体亲和性陶瓷之中的、尤其是磷酸钙烧结体进行说明。

通过上述结构，通过使磷酸钙形成粒状或者是纤维状，从而可以使覆盖了基体表面的磷酸钙复合体的表面积增加。

优选如下结构，即：本发明所述的经皮端子的上述基材是丝纤蛋白、聚酯、聚四氟乙烯(下称“PTFE”)。

尤其是，上述丝纤蛋白的活体亲和性高。通过上述结构，通过将丝纤蛋白用作基材，从而可以提供与活体的粘接性较高的经皮端子。

为了解决上述问题，本发明所述的经皮端子是把插入在活体内的医疗用管固定在该医疗用管的插入位置的经皮端子，其中，保持上述医疗用管的基体的至少一部分由是丝纤蛋白覆盖。

丝纤维蛋白的活体亲和性高，所以通过采用上述结构，从而可以提供高活体粘接性的经皮端子。

此外，本发明所述的医疗用管的特征在于，具备上述经皮端子。由此，即使在把医疗用管埋植在活体内的情况下，也可防止上述医疗用管移动。

另一方面，本发明所述的用于制造经皮端子的方法，所述经皮端子的基体的表面用具有活体亲和性的短纤维凝絮加工，其中，包括：向第1电极板与第2电极板之间配置表面涂敷有粘接剂的经皮端子的基体的工序；在第2电极板上放置具有活体亲和性的短纤维的工序；使经皮端子的基体旋转的工序；以及在第1电极板和第2电极板上施加电压的工序，该第1电极板和经皮端子的基体电连接。

此外，向第1电极板与第2电极板之间配置表面涂敷有粘接剂的经皮端子的基体的工序优选如下工序，即：以使第1电极和第2电极相对于朝向经皮端子的医疗用管的插入方向的角度超过0°而低于90°的方式，向第1电极板和第2电极板之间配置表面涂敷有粘接剂的经皮端子的基体。

通过上述方法，通过库仑力使上述第2电极板上的具有活体亲和性的短纤维朝向第1电极板飞去。此时，具有上述活体亲和性的纤维粘接在存在于上述第2电极板合第1电极板之间的、而且表面上涂敷有粘接剂的经皮端子的基体的表面上。此外，通过上述第1电极板和经皮端子的基体电连接，经皮端子的基体表面上的、具有活体亲和性的短纤维产生电动势，该具有活体亲和性的短纤维起毛。而且，为了使第1电极板以及第2电极板相对于朝向经皮端子的医疗用管的插入方向的角度为超过0°、而低于90°，而配置上述经皮端子的基体，通过旋转，即使是具有复杂形状的经皮端子，也同样可以使具有活体亲和性的短纤维粘接。

此外，除了上述结构之外，本发明所述的用于制造经皮端子的方法优如下方法，该方法还包括对上述具有活体亲和性的短纤维加湿的工序。通过加湿具有活体亲和性的短纤维，使得短纤维自身易于带电，因而该具有活体亲和性的短纤维易于飞起，从而可以取得易于向着经皮端子的基体表面凝絮加工具有活体亲和性的短纤维的效果。

此外，本发明所述的用于制造经皮端子的方法优选为，上述具有活体亲和性的短纤维由活体亲和性陶瓷、或者是基材与活体亲和性陶瓷结合而成的活体亲和性陶瓷复合体构成。此外，本发明所述的方法优选，上述活体亲和性陶瓷为磷酸钙。

此外，本发明所述的用于制造经皮端子的方法优选，上述基材是高分子基材。此外，本发明所述的用于制造经皮端子的方法还优选如下内容：具有上述活体亲和性的短纤维是，长轴方向的长度在1μm以上～低于1cm(优选5μm以上～低于5mm，更优选为50μm以上～低于1mm)的范围内、短轴方向的长度在1nm以上～低于1mm(优选为10nm以上～低于0.5mm，更优选为100nm以上～低于0.1mm)的范围内的柱状或者球状。

在本发明所述的用于制造经皮端子的方法中，具有活体亲和性的短纤维以及基材采取上述结构所带来的效果，已经示意在本发明所述的经皮端子的说明中。因而，通过上述本发明的方法，而可实现能够制造活体粘接性优秀的经皮端子的效果。

另一方面，用于制造本发明所述的经皮端子的装置，是用于制造经皮端子的基体的表面由具有活体亲和性的短纤维凝絮加工而成的经皮端子的装置，其中，包括：第1电极板、第2电极板以及旋转支持部，所述旋转支持部具备用于支持经皮端子的基体的支持部和用于使该支持部旋转的旋转部，在重力方向向下的情况下，该第2电极板配置在第1电极板的下方，在该第2电极板以可放置具有活体亲和性的短纤维的方式构成，配置旋转支持部，从而使支持在该支持部上的经皮端子的基体配置在第1电极板与第2电极板之间，该支持部与第1电极板电连接，而且该支持部以可与经皮端子的基体电连接的方式构成。

此外，在本发明的装置中，上述旋转支持部可配置成，使支持在该支持部上的经皮端子的基体位于第1电极板和第2电极板之间，并且第1电极板和第2电极板相对于医疗用管朝向经皮端子的插入方向的角度超过0°、而低于90°。

使用上述装置以制造经皮端子的情况如下所述。

(i)向着上述旋转支持部上的支持部，固定表面涂敷有粘接剂的经皮端子的基体。

(ii)在上述第2电极板上放置具有活体亲和性的短纤维。

(iii)通过上述旋转支持部的旋转部的作用，使经皮端子的基体旋转。

(iv)在上述第1电极板和第2电极板上施加电压。

如果实施上述各工序，首先通过库仑力使具有上述第2电极板上的、具有活体亲和性的短纤维飞向第1电极板。此时，具有上述活体亲和性的短纤维粘接在存在于上述外第2电极板和第1电极板之间的、而且表面上涂敷有粘接剂的经皮端子的基体的表面上。此外，通过上述第1电极板和经皮端子电连接，从而在经皮端子的基体表面上、具有活体亲和性的短纤维上产生电动势，具有该活体亲和性的短纤维起毛。而且，以使第1电极板以及第2电极相对于向着经皮端子的医疗用管的插入方向的角度不超过0°、低于90°的方式配置并旋转上述经皮端子的基体，从而即使是具有复杂形状的经皮端子，也一样可以粘接具有活体亲和性的短纤维。

此外，优选地，用于制造本发明所述经皮端子的装置是一种还包括用于加湿具有上述活体亲和性的短纤维的加湿机构的装置。通过上述结构，可以加湿具有活体亲和性的短纤维。由此，由于由于具有活体亲和性的短纤维的短纤维自身易于带电，所以具有活体亲和性的短纤维易飞起，从而取得易于朝着经皮端子的基体的表面凝絮加工具有活体亲和性的短纤维的效果。

此外，用于制造本发明所述的经皮端子的装置可以是如下装置，该装置还包括：用于至少收容上述第1电极板、第2电极板以及支持部的容器；用于控制该容器内的湿度的湿度控制部。通过上述结构，可以进一步严密控制具有活体亲和性的短纤维湿度，取得易于朝着经皮端子的基体的表面凝絮加工具有活体亲和性的短纤维的效果。另外，由上述湿度控制部控制的容器内的相对湿度优选10％以上～低于100％，更优选20％以上、低于95％，最优选为30％以上、低于90％。如果超过上述优选范围，则水分过度附着在具有活体亲和性的短纤维上，该短纤维难飞起来。另一方面，若低于上述优选范围，则短纤维自身不易带电，短纤维难以飞起来。

为了解决上述问题，本发明所述的体内留置型医疗器具是留置在活体内的体内留置型医疗器具，其中，该体内留置型医疗器具的基体的表面用具有活体亲和性的短毛纤维凝絮加工而成。

此外，本发明所述的体内留置型医疗机是留置在体内的体内留置型医疗器具，其中，该体内留置型医疗器具的基体表面被具有活体亲和性的短纤维覆盖，而且该体内留置型医疗器具的基体的单位面积与覆盖在该单位面积上的短纤维的表面积的比例至少在2倍以上。

上述本发明所述的体内留置型医疗器具，其基体的表面用具有活体亲和性的短纤维凝絮加工，所以具有活体亲和性的短纤维相对于基体表面垂直或者大体垂直起毛。其结果是，由于经皮端子的基体的单位面积与覆盖在该单位面积上的、具有活体亲和性的短纤维的表面积的比例显著提高，因而该经皮端子和活体组织的粘接性提高，从而可以将该体内留置型医疗器具稳定地固定到活体上。

在本发明所述的体内留置型医疗器具中优选，具有上述活体亲和性的短纤维由活体亲和性陶瓷、或者基材和活体亲和性陶瓷相结合而成的活体亲和性陶瓷复合体构成。

在此处，通过由活体亲和性陶瓷中的氧化钛来处理基体的表面，可以体现与活体之间的粘接性以及亲和性。

表面进行了处理的氧化钛(粒子)在与活体组织的亲和性(粘接性)方面优秀，上述基材以及体内留置型医疗器具的基体，即使是埋植在活体内的情况，也不会影响到活体。此时上述基材以及基体优选具有弹性。

通过上述结构，体内留置型医疗器具的基体的表面由上述活体亲和性陶瓷复合体的短纤维凝絮加工。因而，通过上述活体亲和性陶瓷复合体和活体组织良好地粘接，可以提供在上述体内留置型医疗器具的凝絮加工的基体上，与上体组织的粘接性较高的体内留置型医疗器具。此时上述基材以及基体优选具有弹性。

而且，通过上述结构，体内留置型医疗器具的基体的表面用上述活体亲和性陶瓷复合体的短纤维凝絮加工。因而，通过上述活体亲和性陶瓷复合体和活体组织良好地粘接，可以提供在上述体内留置型医疗器具的被凝絮加工的基体中与活体组织的粘接性较高的体内留置型医疗器具。此时上述基材以及基体优选具有弹性。

而且，通过上述结构，体内留置型医疗器具的基体的表面用上述活体亲和性陶瓷复合体凝絮加工。从而，通过使上述活体亲和性陶瓷复合体与活体组织良好粘接，从而能够提供与活体组织粘接性高的体内留置型医疗器具。即，通过上述结构，能够使上述活体亲和性陶瓷、与体内留置型医疗器具与活体接触的面上的组织合适地粘接，可以把体内留置型医疗器具的位置适当固定，从而可以抑制下降成长。此外，覆盖了活体亲和性陶瓷复合体的体内留置型医疗器具，是通过使硬的活体亲和性陶瓷与具有弹性的基材结合而使用的，所以，例如与由羟基磷灰石构成的体内留置型医疗器具相比不会破损。而且，在把上述体内留置型医疗器具埋植在活体内中的情况下，可以降低患者感觉到的不相容感。此外，通过上述结构，即可以提供能够安全地固定在活体内的体内留置型医疗器具。

此外，与非晶质的物质相比，活体亲和性陶瓷的结晶性高、溶解性低。因而，通过上述结构，由于具有长时间埋植在活体内的用途，所以，即使是在使用体内留置型医疗器具的情况，也可良好适使用。

在本发明所述的体内留置型医疗器具中，具有上述活体亲和性的短纤维优选，长轴方向的长度在1μm以上～低于1cm(优选5μm以上～低于5mm，更优选为50μm以上～低于1mm)的范围内、短轴方向的长度在1nm以上～低于1mm(优选为10nm以上～低于0.5mm，更优选为100nm以上～低于0.1mm)的范围内的柱状。若超过上述优选范围，则在凝絮加工时短纤维难以飞起，而在凝絮加工后的体内留置型医疗器具的表面难也保持起毛状态。另一方面，若低于上述优选范围，则不能够扩大体内留置型医疗器具的表面积，难以实现高活体粘接性的体内留置型医疗器具。

具有上述形状的短纤维，既可以容易对体内留置型医疗器具的基体表面进行凝絮加工，又可使体内留置型医疗器具上的短纤维(磷酸钙复合体)的表面积增加。

在本发明所述的体内留置型医疗器具中，上述体内留置型医疗器具优选人工血管、支架、支架移植物、人工气管、起搏器、人工心脏以及进入端口中的任何一个医疗器具。

这些医疗器具尤其要求用来抑制留置在活体内的位置偏移的情况。由具有活体亲和性的短纤维来凝絮加工基体的表面的上述人工血管等的体内留置型医疗器具，由于在与活体组织之间的粘接性方面优秀而可抑制活体内位置的偏移。

为了解决上述问题，用于制造本发明所述的体内留置型医疗器具的方法，是用于制造所述体内留置型医疗器具的基体表面用具有活体亲和性的短纤维凝絮加工而成的体内留置型医疗器具的方法，该方法包括：向第1电极板与第2电极板之间配置表面涂敷有粘接剂的体内留置型医疗器具的基体的工序；在第2电极板上放置具有活体亲和性的短纤维的工序；使体内留置型医疗器具的基体旋转的工序；以及在第1电极板和第2电极板上施加电压的工序，该第1电极板和体内留置型医疗器具的基体电连接。

通过用于制造上述体内留置型医疗器具的方法，在库仑力的作用下，具有上述第2电极板的活体亲和性的短纤维飞向第1电极板。此时，具有上述活体亲和性的纤维粘接在存在于上述第2电极板合第1电极板之间的、而且表面上涂敷有粘接剂的经皮端子的基体的表面上。此外，通过上述第1电极板和经皮端子的基体电连接，经皮端子的基体表面上的、具有活体亲和性的短纤维产生电动势，具有该活体亲和性的短纤维起毛。

此外，在用于制造本发明所述的体内留置型医疗器具的方法中，优选还包括对具有上述活体亲和性的短纤维进行加湿的工序。通过加湿具有活体亲和性的短纤维，而使短纤维自身易于带电，因此具有该活体亲和性的短纤维易于飞起，从而取得向着体内留置型医疗器具的基体表面而易于凝絮加工具有活体亲和性的短纤维的效果。

此外，在用于制造本发明所述的体内留置型医疗器具的方法中，优选情况是，具有上述亲和性的短纤维由活体亲和性陶瓷、或者基材和活体亲和性陶瓷相结合而成的活体亲和性陶瓷复合体构成。此外，在用于制造本发明所述的体内留置型医疗器具的方法中，优选的情况是，上述活体亲和性陶瓷是磷酸钙。

此外，在用于制造本发明所述的体内留置型医疗器具的方法中，优选的情况是，上述基材是高分子基材。此外，在用于制造本发明所述的体内留置型医疗器具的方法中，优选的情况是，具有上述活体亲和性的短纤维，长轴方向的长度在1μm以上～低于1cm(优选5μm以上～低于5mm，更优选为50μm以上～低于1mm)的范围内、短轴方向的长度在1nm以上～低于1mm(优选为10nm以上～低于0.5mm，更优选为100nm以上～低于0.1mm)的范围内的柱状。

此外，在用于制造本发明所述的体内留置型医疗器具的方法中，具有活体亲和性的短纤维以及基材采取上述结构所带来的效果，已经示意在本发明所述的经皮端子的说明中。因而，通过用于制造上述本发明所述的体内留置型医疗器具的方法，而可实现能够制造活体粘接性优秀的体内留置型医疗器具的效果。

另一方面，用于制造本发明所述的体内留置型医疗器具的装置，是用于制造体内留置型医疗器具的基体的表面由具有活体亲和性的短纤维凝絮加工而成的经体内留置型医疗器具的装置，其中，包括：第1电极板、第2电极板以及旋转支持部，所述旋转支持部具备用于支持体内留置型医疗器具的基体的支持部和用于使该支持部旋转的旋转部，在重力方向向下的情况下，该第2电极板配置在第1电极板的下方，在该第2电极板以可放置具有活体亲和性的短纤维的方式构成，配置旋转支持部，从而使支持在该支持部上的体内留置型医疗器具的基体配置在第1电极板与第2电极板之间，该支持部与第1电极板电连接，而且该支持部以可与体内留置型医疗器具的基体电连接的方式构成。

使用上述装置以制造体内留置型医疗器具的情况如下所述。

(i)将基体的表面上涂敷有粘接剂的体内留置型医疗器具向着上述旋转支持部上的支持部固定。

(ii)在上述第2电极板上放置具有上述活体亲和性的短纤维。

(iii)通过上述旋转支持部的旋转部的作用，使体内留置型医疗器具的基体旋转。

(iv)在上述第1电极板和第2电极板上外加电压。

如果实施上述各工序，首先通过库仑力使具有上述第2电极板上的、具有活体亲和性的短纤维飞向第1电极板。此时，具有上述活体亲和性的短纤维粘接在存在于上述外第2电极板和第1电极板之间的、而且表面上涂敷有粘接剂的体内留置型医疗器具的基体的表面上。此外，通过上述第1电极板和支持部和体内留置型医疗器具电连接，从而在体内留置型医疗器的基体表面上的、具有活体亲和性的短纤维上产生电动势，该具有活体亲和性的短纤维起毛。

在本发明所述的体内留置型医疗器具中，优选的情况是，还包括用于加湿具有上述活体亲和性的短纤维的加湿机构的装置。通过上述结构，可以加湿具有活体亲和性的短纤维。由此，由于具有活体亲和性的短纤维自身易于带电，所以具有活体亲和性的短纤维易飞起，从而取得易于朝着体内留置型医疗器具的基体的表面凝絮加工具有活体亲和性的短纤维的效果。

此外，用于制造本发明所述的体内留置型医疗器具的装置可以是如下装置，该装置还包括：用于至少收容上述第1电极板、第2电极板以及支持部的容器；用于控制该容器内的湿度的湿度控制部。

通过上述结构，可以进一步严密控制具有活体亲和性的短纤维的湿度，取得易于朝着体内留置型医疗器具的基体的表面凝絮加工具有活体亲和性的短纤维的效果。另外，由上述湿度控制部控制的容器内的相对湿度优选10％以上～低于100％，更优选20％以上、低于95％，最优选为30％以上、低于90％。如果超过上述优选范围，则水分过度附着在具有活体亲和性的短纤维上，该短纤维难飞起来。另一方面，若低于上述优选范围，则短纤维自身不易带电，短纤维难以飞起来。

本发明所述的经皮端子，由于经皮端子的基体的表面用具有活体亲和性的短纤维凝絮加工，所以具有活体亲和性的短纤维相对经皮端子的基体的表面垂直或者大体垂直地起毛。其结果是，由于经皮端子的基体的单位面积与覆盖在该单位面积上的、具有活体亲和性的短纤维的表面积的比例显著提高，因而该经皮端子和活体组织的粘接性提高，从而利用本发明的经皮端子，可以将具有该经皮端子的导管等医疗设备稳定地固定到活体上。

通过本发明所述的用于制造经皮端子的方法以及装置，可以制造上述那样的经皮端子。因而，通过本发明所述的方法以及装置，可以提供与活体组织之间粘接性较高的经皮端子。

此外，本发明所述的体内留置型医疗器具，由于经皮端子的基体表面用具有活体亲和性的短纤维凝絮加工，所以具有活体亲和性的短纤维相对经皮端子的基体的表面垂直或者大体垂直地起毛。其结果是，由于经皮端子的基体的单位面积与覆盖在该单位面积上的、具有活体亲和性的短纤维的表面积的比例显著提高，因而，通过本发明所述的经皮端子可以使如下情况称为可能，即：该经皮端子和活体组织的粘接性提高，从而可以将具有该经皮端子的导管等医疗设备稳定地固定到活体上。

附图说明

图1是在实施例1中制造的经皮端子的扫描型电子显微镜像。

图2(a)是在比较例1中制造的经皮端子的扫描型电子显微镜像。

图2(b)是在比较例1中制造的经皮端子的扫描型电子显微镜像。

图3是本发明涉及的装置的一实施方式的模式图。

图4是在圆柱型的经皮端子的基体(Φ3.0mm、高度6.0mm)的表面上包覆0.5mm厚的具有活体亲和性的材料而制成的T1型经皮端子(Φ4.0mm、高度6.0mm)的俯视图以及A-A’剖视图。

图5是表示构成经皮端子(一例)的基材的形状的立体图。

图6是表示构成经皮端子(一例)的基材的其它形状的俯视图以及主视图。

图7是表示构成经皮端子(一例)的基材的又一其它形状的俯视图以及主视图。

图8(a)是表示在锷部形成有孔部的经皮端子的概要构成的俯视图。

图8(b)是表示在锷部形成有孔部的经皮端子的概要构成的侧视图。

图9(a)是表示鼯鼠(ムササビ)型经皮端子的概要结构的俯视图。

图9(b)是表示鼯鼠型经皮端子的概要结构的侧视图。

图10(a)是表示航天飞机(space shuttle)型经皮端子的概要结构的俯视图。

图10(b)是表示航天飞机型经皮端子的概要结构的侧视图。

图11是表示凝絮加工前的支架(stent)(一例)的外观图。

图12是表示凝絮加工后的支架(一例)的外观图。

图13是显示计算埋植了导管的兔子的存活数的结果的图。

附图标记说明：

1凝絮加工装置

2第1电极板

3第2电极板

4湿度控制部4

5容器5

6a支持部

6b旋转部

6旋转支持部

10短纤维

11经皮端子的基体

100经皮端子

101体部

102锷部

103孔部

具体实施方式

对本发明的一实施方式进行如下说明。而且，本发明并不限定于该情况。

(1.本发明的经皮端子)

一种经皮端子，是用于把插入在活体内的医疗用管固定在该医疗用管的插入位置的经皮端子，其中，该经皮端子的基体的表面由具有活体亲和性的短纤维凝絮加工而成的。

在此处，所谓“具有活体亲和性的短纤维”是指，具有与活体组织的亲和性，由即便将其埋植在活体内的情况下、也不会对活体造成影响的材料构成的短纤维。上述材料只要具有活体亲和性即可，而不必特别限定，例举有所述的活体亲和性陶瓷、后述的活体亲和性陶瓷复合体等。

下面，作为具有活体亲和性的一例，对“活体亲和性陶瓷”以及“活体亲和性陶瓷复合体”进行说明。此外，作为“活体亲和性陶瓷”的一例，例举磷酸钙烧结体来进行说明，而作为“活体亲和性陶瓷复合体”的一例，是使用利用了该磷酸钙烧结体制作的活体亲和性陶瓷复合体(磷酸钙复合体)来说明本发明。但是，本发明并不限定于这些内容。另外，在活体亲和性陶瓷为氧化钛的情况的说明中，可以完全引用活体亲和性陶瓷为磷酸钙的情况下的说明。

(磷酸钙烧结体)

在此处，对上述磷酸钙烧结体进行说明。所谓“上述磷酸钙烧结体”(也称为磷酸钙陶瓷)是指，在与无定形(非晶质)的磷酸钙相比的情况下结晶性较高的磷酸钙。具体而言，磷酸钙烧结体可以通过烧结无定形(非晶质)的磷酸钙而获得。而且，在该磷酸钙烧结体自身的表面上，上述磷酸钙烧结体具有钙离子(Ca²⁺)、磷酸根离子(PO₄^2-)以及氢氧根离子(OH^-)中的至少任何一者。

周知的是，上述磷酸钙烧结体的活体亲和性较高。具体而言，作为上述磷酸钙烧结体，例如可以举出羟基磷灰石(Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂)、磷酸三钙(β(α)-磷酸三钙(Ca₃(PO₄)₂))、偏磷酸钙(Ca(PO₃)₂)、磷酸八钙(OCP)、Ca₁₀(PO₄)₆F₂、Ca₁₀(PO₄)₆Cl₂等烧结体。另外，构成上述磷酸钙烧结体的磷酸钙可以通过湿式法、干式法、加水分解法、水热法等公知的制造方法由人工制造，或者可以是由骨头、牙齿等得到的天然物质。此外，在上述磷酸钙烧结体中可以包含有以下化合物，所述化合物是磷酸钙的氢氧根离子以及/或者磷酸根离子的一部分通过碳酸根离子、氯离子、氟离子等被置换而得的。

与非晶质的磷酸钙相比，磷酸钙烧结体的结晶性较高、在活体中溶解性低，所以，即使是在上述经皮端子长时间埋植在活体内的情况，也可合适地使用。

此外，在碳酸钙烧结体的一个结晶面上至少存在磷酸根离子或者钙离子。具体而言，根据磷酸钙的结晶面而存在的离子不同，在相互不同的结晶面上存在钙离子以及磷酸根离子。此外，在上述磷酸钙烧结体中包含氢氧根离子的情况，该氢氧根离子存在于存有上述钙离子或者磷酸根离子的结晶面的至少一个结晶面上。

在此处，对上述磷酸钙烧结体的制造方法进行说明。本实施方式所述的磷酸钙烧结体可以通过烧结无定形的磷酸钙来获得。具体而言，通过在800℃～1300℃的温度范围内烧结上例的磷酸钙既定时间，从而可以得到磷酸钙烧结体。通过烧结上述磷酸钙，可以提高结晶性。例如，可以降低在导入到活体内的情况下的溶解性。该磷酸钙烧结体的结晶化程度能够通过X射线衍射法(XRD)测定。具体而言，表示磷酸钙复合体的各结晶面的波峰的半值宽度越窄，则结晶性越高。

作为烧结上述磷酸钙的烧结温度的下限值，优选800℃以上，更优选900℃以上，最优选1000℃以上。若烧结温度低于800℃，则烧结往往会不充分。另一方面，作为烧结温度的上限值，优选1300℃以下，更优选1250℃以下，最优选1200℃以下。若烧结温度高于1300℃，则有难于与后述的基材所具有的官能团直接化学结合的情况。因而，通过使烧结温度处于上述范围内而在活体内不易溶解(结晶性高)，而且可以制造一种磷酸钙烧结体，其可与基材所具有的官能团直接化学结合。此外，烧结时间可以适当设定而并不特别限定。

此外，例如，在作为构成磷酸钙烧结体的材料，使用羟基磷灰石烧结体或者β(α)-磷酸钙的情况下，由于该羟基磷灰石烧结体或者β(α)-磷酸钙的与活体组织之间的亲和性以及活体环境的稳定性优秀，因而适合作为医疗用材料。此外，羟基磷灰石烧结体在活体内难以溶解。因而，例如，在使用上述羟基磷灰石烧结体来制造磷酸钙复合体的情况下，可以在活体内长时间维持活体亲和性。

此外，上述磷酸钙烧结体优选为粒子状，更优选为微粒子。具体而言，在磷酸钙烧结体为球形状的情况下，它的直径优选在10nm～100μm的范围内，更优选在50nm～10μm的范围内。通过使用上述范围内的磷酸钙烧结体的微粒子，可以使得到的经皮端子富有弹性。另外，在本发明的说明中，所谓“★★～☆☆”指的是“★★以上、☆☆以下”。

(基材)

作为本实施方式所述的基材，优选高分子基材，更优选医疗用高分子，最优选有机高分子。具体而言，作为上述基材例如可以举出硅树脂聚合物(可以是硅橡胶)、聚乙二醇、聚烷撑二醇、聚乙二醇酸、聚乳酸、聚酰胺、聚氨基甲酸乙酯、聚砜、聚醚、聚醚酮、聚胺、聚脲、聚酰亚胺、聚酯、聚乙烯、聚丙烯、聚四氟乙烯、聚丙烯酸、聚甲基丙烯酸、聚甲基丙烯酸甲酯、聚丙烯腈、聚苯乙烯、聚乙烯醇、聚氯乙烯等合成高分子；纤维素、直链淀粉、支链淀粉、几丁质、壳聚糖等多糖；胶原质等的多肽、透明质酸、软骨素、软骨素硫酸等的黏多糖等；丝纤蛋白等高分子等。在上述列举出的基材中，在长期稳定性、强度以及柔软性等特性优秀的方面，适合使用硅树脂聚合物、聚氨基甲酸乙酯、聚四氟乙烯或者丝纤蛋白。此外，例如也可以是上述有机高分子和上述无机材料组合来作为基材。

优选地，在本实施方式的基材的表面上具有官能团，所述官能团可以与磷酸钙烧结体自身化学结合。通过在上述基材的表面上具有官能团，无需对磷酸钙烧结体进行化学性前处理，而可以进行化学结合。下面，对于在基材表面上导入可与磷酸钙烧结体化学结合的官能团的情况进行说明。

在上述磷酸钙烧结体为羟基磷灰石烧结体的情况，这些羟基磷灰石烧结体可以与从由异氰酸酯基以及烷氧基甲硅烷基组成的群中选取出的至少一种的官能团化学结合。即，作为基材所具有的官能团，在具有从由异氰酸酯基以及烷氧基甲硅烷基组成的群中选取出的至少一种的官能团的情况下，可以使该基材和羟基磷灰石烧结体化学结合。另外，上述所谓的烷氧基甲硅烷基示出了含有Si-OR的基团。即，在本实施方式中，在烷氧基甲硅烷基中包含有≡Si-OR，＝Si-(OR)₂，-Si-(OR)₃等。而且，上述≡Si-OR，＝Si-(OR)₂的“≡”以及“＝”并不仅表示三键、双键，它们的结合键可以与不同的基结合。因而，例如，在烷氧基甲硅烷基中也包含-SiH-(OR)₂，-SiH₂-(OR)等。此外，所谓上述“Si-OR”的R是表示烷基或者氢。

上述基材表面的官能团可以是基材自身具有的官能团，也可以是，对基材表面通过酸碱处理、电晕放电、等离子体照射、表面接枝聚合等公知的手段，通过改变上述基材的特性而导入的。

此外，为了导入上述官能团，也可在基材上导入活性基，使用该活性基来导入官能团。

上述基材的形状例如可以是板状、粒子状、纤维状。只要最终可以构成短纤维，则其形状并不特定限定。即，若基材的形状为板状等，就可以在结合磷酸钙烧结体后，切成期望的短纤维形状。或者，可以在将基材作成预期的短纤维形状之后，结合磷酸钙烧结体。在该情况下，基材的形状优选明显比后述的基体尺寸小的柱状(如圆柱状)。在基材形状为柱状的情况下，具体而言，优选为长轴方向的长度在1μm以上1cm以下(优选5μm以上5mm以下，更优选为50μm以上1mm以下)的范围内，短轴方向的长度在1nm以上1mm以下(优选为10nm以上0.5mm以下，更优选为100nm以上0.1mm以下)的范围内。另外，在本发明说明中，所谓“柱状长轴”指的是，在该柱状为圆柱状或者棱柱状的情况下相对于底面的高度，所谓“短纤维的短轴”，在底面实际上是圆形状的情况下，指的是该圆的直径，在实际上是椭圆形的情况下，指的是该椭圆的短径，在实际上是正方形的情况下，指的是该正方形的边长，在实际上是长方形的情况下，指的是该长方形的短边的长度。通过使用上述范围内的形状的基材，可以使基材中的磷酸钙烧结体的结合量增加，所以能够得到活体亲和性更高的磷酸钙复合体。

(磷酸钙复合体)

通过使具有上述官能团的基材与磷酸钙烧结体结合，从而可以得到磷酸钙复合体。上述基材和磷酸钙的结合可以通过粘接剂来进行，也可以通过化学结合进行。作为在利用上述粘接剂来粘接磷酸钙复合体和基体的情况下所使用的上述粘接剂，具体而言列举有硅系粘结剂、聚乙烯-乙酸乙烯酯共聚体、聚酯、尼龙、聚氨基甲酸酯人造橡胶、乙酸乙烯酯、丙烯酸树脂等。另外，由于基材和磷酸钙之间的结合牢固，所以优选通过化学结合方式使基材和磷酸钙结合。为了使上述基材和磷酸钙烧结体化学结合，例如可以是在基材上导入可以与上述磷酸钙烧结体化学结合的官能团，并使两者反应的方法；也可是在磷酸钙烧结体上导入可与上述基材化学结合的反应性官能团，使两者反应。

本实施方式所述的磷酸钙复合体，例如是羟基磷灰石复合体的情况，是将羟基磷灰石烧结体化学结合在基材的表面上。具体而言，存在于羟基磷灰石烧结体的羟基(-OH)、和上述基材或表面修饰过的连接剂所具有的异氰酸酯基(-NCO)或烷氧基甲硅烷基直接结合。在上述基材的烷氧基甲硅烷基为Si≡(OR)₃的情况下，在羟基磷灰石烧结体与基材之间存在着如化学式(1)所示的结合。

[化1]

(其中，上述X、Y表示基材或者羟基磷灰石烧结体中的一者，在上述X为基材的情况下，Y为羟基磷灰石烧结体，或者X与Y是相反的情况)

另外，上述化学式(1)中的硅原子(Si)是烷氧基甲硅烷基的一部分。具体而言，上述硅原子可以是基材的表面修饰过的接枝链的一部分，也可以是高分子链所具有的烷氧基甲硅烷基的一部分。此外，上述化学式(1)中的氧原子(O)是烷氧基甲硅烷基的一部分，或者是羟基磷灰石烧结体所具有的羟基的一部分。此外，上述化学式(1)的X和Si之间可以通过高分子链结合，也可以通过低分子链结合，还可以直接结合。

此外，在上述官能团为异氰酸酯基的情况下，羟基磷灰石烧结体和基材可通过氨基甲酸乙酯结合而化学结合。

此外，作为在本实施方式中使用的磷酸钙复合体，优选通过如下方式获得，即：在基材上导入可与上述磷酸钙烧结体化学结合的官能团，且使上述磷酸钙烧结体与上述官能团反应而获得。更具体的，磷酸钙复合体优选为如下的基材和磷酸钙烧结体(优选羟基磷灰石烧结体)化学结合而成的结构，所述的基材具有从由异氰酸酯基、烷氧基甲硅烷基以及4-甲基丙烯酸氧乙基偏苯三酸酐酯(4-Methacryloxyethyl trimellitateanhydride)基构成的群中选取的至少一个的官能团。由于通过在基材上导入可与上述磷酸钙烧结体化学结合的官能团并使该官能团与磷酸钙烧结体结合，可以不必对磷酸钙烧结体进行化学性前处理而制造磷酸钙复合体，所以，可以不损害磷酸钙烧结体的活体亲和性地获得磷酸钙复合体。

本实施方式所述的磷酸钙复合体中，基材上的磷酸钙烧结体的结合量(吸附率)优选在5重量％以上。上述结合量，较优选的在7重量％以上，更优选在10重量％以上，尤其优选12重量％以上。由于上述结合量在5重量％以上，在把上述磷酸钙复合体用于例如经皮端子等医疗用材料的情况下，可以显示较高的活体粘接性。

此外，本实施方式所述的磷酸钙复合体的磷酸钙烧结体与基材可以通过离子相互作用而化学结合。下面对此进行说明。

在本实施方式的磷酸钙复合体中，在磷酸钙烧结体的该磷酸钙烧结体和基材通过离子相互作用而化学结合的情况下，在上述基材的表面上存在着上述官能团被离子化而得的离子性官能团。在基材的表面存在离子性官能团的情况下，离子性官能团和磷酸钙烧结体自身的离子通过离子性的相互作用而化学结合，从而形成磷酸钙复合体(磷酸钙复合体)。

上述离子性官能团分为酸性官能团或者碱性官能团。

上述酸性官能团具体列举有-COO^-、-SO₃^2-、-O^-、R₂NC(S)₂^-等。此外，上述碱性官能团具体而言列举有-NH³⁺、乙二胺、吡啶等。即，在上述基材的表面上存在着上述举出的酸性官能团或者是碱性官能团。另外，上述R₂NC(S)₂^-的R表示烷基。

此外，作为上述离子性官能团可以通过酸处理或者碱处理等化学处理进行离子化，具体而言，列举有羧基、联羧基、氨荒酸离子、胺、吡啶等。

作为上述官能团，例如可以是该官能团和磷酸钙烧结体自身能够通过配位结合而结合的、非离子性官能团(中性官能团)等。

(基体)

用于本发明的经皮端子的基体优选具有弹性。作为构成上述基体的材料，适合使用医疗用塑料、人造橡胶等。作为上述医疗用塑料、人造橡胶，例如列举有聚四氟乙烯等氟系树脂(含有氟元素的树脂)、硅橡胶等的硅树脂、氯乙烯树脂、偏二氯乙烯树脂、氟硅橡胶、聚乙烯、聚丙烯、聚碳酸酯、聚酯、聚(甲基)丙烯酸羟乙酯、聚丙烯酰胺、聚砜、聚醚砜、聚-N-乙烯吡咯烷酮、嵌段化聚氨基甲酸乙酯等。而且，作为构成上述基体的材料，优选为与插入到最终得到的经皮端子中的医疗用管相同的材料。而且，为了使上述活体亲和性陶瓷复合体的覆盖良好，上述基体可以通过例如蚀刻、辉光放电处理或表面处理剂等的涂布进行表面处理。

此处对上述基体的形状进行了说明，但是并不限定于此，例如筒状元件也可作为基体。而且，医疗用管插入筒状内部。

优选上述基体具有锷部。在以下的说明中，对具有锷部的经皮端子进行说明。

如图5～10所示，本实施方式所述的基体具有体部101和锷部102。锷部102可以设置多个。医疗用管插入体部101的内部(内侧)。此外，上述体部101和锷部102既可以由相同的材料构成，也可相互不同。此外，还存在一种结构，即在上述基体的上述锷部102上设置有孔部103。此时，上述孔部103可以设置多个。下面对它们进行说明。

上述体部101使经皮端子100固定在医疗用管上。上述体部101形成为在插入该体部101中的医疗用管的插入方向上延伸的形状。上述体部101的、在与医疗用管的插入方向垂直的面上的形状(截面形状)形成圆形或者椭圆形的筒状。体部101的医疗用管的插入方向的长度随使用用途的不同而不同，例如在使用于肺高血压症治疗用导管(长时间留置型中心静脉导管)方面的情况下，可以是0.5mm～2cm左右，而在使用于腹膜透析用导管方面的情况下，可以是0.5mm～4cm左右。此外，体部101的内径为与插入到上述经皮端子100中的医疗管的粗细大体相同。作为体部101的厚度(壁厚)，因使用用途不同而不同，在插入上述经皮端子100中的医疗用管的壁厚取为100％的情况下，体部101的厚度优选在大于0、低于10000％的范围，更为优选的是在100～5000％的范围内。通过使上述体部101的厚度在上述范围内，从而可以把经皮端子100充分固定在医疗用管上。

上述锷部102防止相对于上述医疗用管的延伸方向的该基体(经皮端子100)的移动以及旋转。在上述医疗用管埋植于活体中的情况下，该医疗用管成为连接活体外和活体内的状态。上述医疗用管主要是向该医疗用管的延伸方向施加外力。此时，通过在经皮端子100上设置锷部102，从而可以抑制经皮端子100在医疗用管的延伸方向上(在医疗用管上的经皮端子100的插入方向)的移动。

此外，周知的是，由于来自外部的力以及活体的运动而引起的医疗用管的偏斜，导致沿上述医疗用管的圆筒的旋转方向，对上述医疗用管施加转动力。此时，通过在经皮端子100上设置锷部102，从而可以抑制经皮端子100在医疗用管的旋转方向(医疗用管中的经皮端子的身体转动的旋转方向)上的移动。

作为上述锷部102的形状，既可以设置在上述体部101的全部腰围部上，也可以仅设置在腰围的一部分上。此外，上述锷部102也可设置成多个。具体而言，例如既可以在体部101的两个端部上设置有上述锷部102，也可设置在上述体部101的一个端部上。从在经皮端子100上的医疗用管的插入方向、也就是说从经皮端子100的轴向观察到的面积比体部101的面积大。

作为上述锷部102的形状，既可以设置在上述体部101的整个腰围部上，也可以仅设置在腰围的一部分上。此外，上述锷部102可以设置成多个。具体而言，例如既可以在体部101的两个端部上设置有上述锷部102，也可设置在上述体部101的一个端部上，还可以设置在上述体部101的正中部分。从在经皮端子100上的医疗用管的插入方向、也就是说从经皮端子100的轴向观察到的面积比体部101的面积大。

此外，上述锷部102相对于上述体部101的轴向(经皮端子100的轴向)，以具有既定角度的方式突出。具体而言，优选的情况是，上述锷部102从体部101突出，从体部101的轴向观察具有在30～150°范围内的角度。通过使上述锷部102以相对体部101的轴向形成既定角度的方式倾斜而设置在体部101上，从而例如在把经皮端子100埋植在活体内的情况下，可以使固定在该经皮端子100上的导管沿着活体。另外，作为上述锷部102相对于体部101的轴向的倾斜角度，随用途不同而不同，例如在长时间固定留置型中心静脉导管的经皮端子100的情况下，优选在10～170°的范围内，更为优选在20～160°的范围内。从在上述倾斜角中最终得到的经皮端子的活体适应性的观点来看，上述倾斜角尤其优选在60～120°的范围内。此外，从把上述经皮端子埋植在活体内并使用的观点来看，上述倾斜角尤其优选在15～45°(135～165°)的范围内。

此外，对固定上述长时间留置型静脉导管的经皮端子100的优选形状进行说明。在把长时间留置型中心静脉导管埋植在活体内的情况下，具体而言，导管以从胸部周围向着活体外延伸的方式埋植。此时，通过在体部101上以形成如上所述既定倾斜角的方式设置经皮端子100的锷部102，从而可以使导管沿着活体向活体外露出。

此外，从医疗用管的插入方向观察到的上述锷部102的面积、换言之在与体部101的轴向垂直的截面上的锷部102的面积，在相对于体部101的轴向垂直的截面上的体部101和该体部101内的中空部合并后的面积设为1的时候，优选在大于0而处于10以内的范围内，更为优选在0.05～5的范围内。

即，作为上述基体的形状，如图5所示，上述锷部102可以设置在上述基体的轴向的体部101的中央附近，此外，如图6所示，锷部102也可设置在体部101的末端上，也可如图7所示，锷部102以具有既定角度的方式相对于基体的轴向设置。此外，例如锷部102可以分别设置在体部101的两末端。这些锷部102也可以仅在体部101周围的一部分突出的方式设置。而且，设置在上述两末端上的锷部102也可相对于基体的轴向以具有既定角度的方式设置。

上述锷部102的形状需满足一定要求，即该形状需体现在向着活体埋植时方便该活体埋植以及与活体之间的较高的粘接力。具体而言，在活体内埋植时，经皮端子10相对于上述医疗用管的延伸方向，存在有经皮端子活体内侧表面和经皮端子活体外侧表面。因此，有时经皮端子100的埋植难易度因锷部102的形状不同、具体而言因锷部102的对称性不同而不同。下面对此方面内容进行说明。

上述医疗用管以及经皮端子100向活体的埋植如下，切开活体的埋植部上皮的一部分，穿刺并留置上述医疗用管，从而把上述医疗用管插入到活体内。经皮端子100的经皮端子活体内侧表面的锷部102，优选具有在穿刺医疗用管时易于插入(埋植)活体内的前端较细的形状。此外，在上述的基础上，为了将与活体之间的粘接面扩大，锷部102的面积优选较大。

根据上述两方观点，为了上述经皮端子100的锷部在向活体内插入医疗用管时易于插入，优选地，插入侧的锷部102的形状为前端较细的形状。此外，相对于插入侧的相反一侧的锷部102的形状，为了具有更大的面积(对活体更大的粘接面)，优选突出。

具体而言优选如图9(a)、图9(b)、图10(a)以及图10(b)所示的形状。

在上述图9(a)以及图9(b)中所示的锷部102的形状，像是鼯鼠为了从空气获得浮力而扩大皮膜后的形状，经皮端子活体内侧表面可以是鼯鼠头的方向。更为详细说，在图9(a)以及图9(b)中所示的经皮端子100是锷部102中的四个部位更加突出的形状，在活体内插入该经皮端子100时是上述锷部102的前端比其它部分更细的形状。

此外，在图10(a)以及图10(b)中示出的锷部102的形状像是航天飞机为了从空气获得浮力而扩大翅膀后的形状，经皮端子活体内侧表面为航天飞机的飞行方向。更具体来说，在图10(a)以及图10(b)中示出的经皮端子100，是在锷部102埋入到的活体内的情况下的在埋入方向上的后端侧的两部位突出的形状。

通过采取上述结构，不仅易于插入(埋植)，而且还可提高与活体组织的粘接性。而且，可以通过该粘接力的提高来抑制上述经皮端子100相对于上述医疗用管的插入方向的移动以及旋转。

此外，优选地，在上述经皮端子100的锷部102上设置有多个孔部103。下面对其进行说明。

图8(a)以及图(b)是表示在锷部102上设置有孔部103的经皮端子100的概要架构的图。上述孔部103是为了防止相对于上述医疗用管的延伸方向的该基体的移动以及上述医疗用管的旋转而设置的。在把上述医疗用管埋植在活体内的情况下，该医疗用管成为连接了活体外和活体内的状态。上述医疗用管主要在该医疗用管的延伸方向上施加外力。此时，通过在经皮端子100的锷部102上设置孔部103，从而可以防止经皮端子100在医疗用管的延伸方向(在医疗用管上的经皮端子100的插入方向)上的移动。此外，公知的是，由来自外部的力以及活体移动而带来的医疗用管的偏斜，对上述医疗用管施加转动力。由此，上述医疗用管旋转。因而，通过在经皮端子100的锷部102上设置孔部103，就可以防止经皮端子100在上述医疗用管的旋转方向(在医疗用管上的经皮端子100的腰围的旋转方向)上的移动以及旋转。

更具体而言，根据在上述锷部102存在孔部103，当把上述经皮端子100埋植在活体内时，存在于活体内的活体组织向着经皮端子100的孔部103伸展并通过。而且，与锷部102的表面相粘接的活体组织和其伸展的组织相粘接。由此，由于通过组织这样的线将存在于经皮端子100的锷部102上的孔部103缝合，所以能够在活体内固定上述经皮端子100。而且，通过这种方式固定经皮端子100，能够防止经皮端子100相对上述医疗用管的插入方向的移动以及旋转。即：通过在上述经皮端子100的锷部102上设置孔部，在把该经皮端子100埋植于活体内时，存在上述锷部102两侧的组织彼此经上述孔部103而相互粘接。由此，不仅可以固定埋植于活体内的经皮端子100的在活体内的位置，而且可以防止该经皮端子100旋转。

上述孔部103可以仅在上述锷部102的一部分上设置，也可以在整个锷部102区域上设置。而且，上述孔部103可以设置多个。具体而言，例如可以在在锷部102的中间部(锷部的正中间)设置孔部103，也可以在上述锷部102的端部设置。此外，多个孔部103的配置相对于上述锷部102的形状，可以不是对称设置。

此外，配置在锷部102处的全部的孔部103的个数优选1～20个，更优选为2～10个，尤其优选4～8个。

通过如上所述那样地在锷部102上设置上述孔部103，从而可以进一步防止经皮端子100相对于上述医疗用管的延伸方向的移动以及旋转。

另外，在上述孔部103的个数过多(例如设置多于20个的孔部30)的情况下，上述锷部102的面积减少，有时不能充分获得经皮端子100的充分的机械物性。此外，若孔部103的个数过多，则配置在上述锷部102上的孔部103的尺寸变得较小，因而活体组织不能充分通过孔部103，有时不能充分获得防止相对于上述医疗用管的延伸方向的该基体的移动以及上述医疗用管的旋转的效果。

此外，设置在锷部102上的多个孔部103优选相对于与上述体部101的延伸轴(延伸方向)垂直的线而对称配置。通过将上述多个孔部103如上述那样对称配置，能够充分防止经皮端子100的移动以及旋转。

此外，配置在锷部102上的全部孔部103的面积合计，相对于从医疗用插入方向观察到的上述锷部102的面积(也包括配置在锷部上的孔部的面积。此外，不包括与锷部102同一平面的体部101的相对于轴向垂直的截面的面积)，在锷部102的面积取为100％时，优选高于0％、40％以内的范围内的面积，更优选0.1％～30％的范围内的面积，尤其优选1％～20％的范围内的面积。

在上述孔部103的面积大于40％的情况下，由于上述锷部102的孔部103的比例过于大，因而经皮端子100自身不能够得到充分的机械物性。此外，由于孔部103的每个孔的面积变大，所以即使是在穿过孔部103的组织与其它活体组织粘接的情况下，有时也不能获得充分固定上述经皮端子100的力，有时不能够充分获得防止相对于上述医疗用管的延伸方向的上述经皮端子100的移动以及旋转的效果。

此外，作为配置在锷部102上的全部孔部103的形状，例如可以是圆形形状、椭圆形状、三角形状、四方形状等形状，不定形状也可以。

而且，配置在锷部102上的全部孔部103的形状也可不相同，多个孔部103的形状可以各不相同。

(经皮端子)

对于本发明的经皮端子，上述经皮端子的基体的表面是用具有上述活体亲和性的短纤维凝絮加工而成的。上述经皮端子例如可以由后述的本发明所述的方法以及本发明所述的装置制造。

由于具有活体亲和性的短纤维被凝絮加工在基体的表面，所以本发明所述的经皮端子在该短纤维的长轴相对于经皮端子的表面垂直(或者大体上垂直)起毛的状态存在。因而，相比于现有的经皮端子那样，具有活体亲和性的短纤维的长轴以相对于经皮端子的表面平行(或者大体平行)的状态粘接而成的经皮端子、或者由具有活体亲和性的材料覆盖经皮端子的基体的表面而成的经皮端子，本发明的表面积变得相当大。表面积变大指的是，具有活体亲和性的材料与活体组织接合的面接变大。其结果是，可以取得经皮端子和活体组织的粘接性提高的效果。

下面通过附图来表示：把具有活体亲和性的短纤维凝絮加工在经皮端子的基体的表面上的情况下的表面积与没有凝絮加工而覆盖具有活体亲和性的材料的情况下的表面积相比较的结果。图4是表示在圆柱形的经皮端子的基体(Φ3.0mm、高度6.0mm)的表面上覆盖0.5mm厚的具有活体亲和性的材料而制造的T1型经皮端子(Φ4.0mm、高度6.0mm)的俯视图以及A-A’截面图。医疗用管插入圆柱内部(图中以斜线表示)。在把经皮端子向活体内埋设时，圆柱的外侧面成为与活体组织接触的面。因而，T1型经皮端子的具有活体亲和性的材料与活体组织接合的面的面积是：

2×π×2.0mm×6mm＝75.40mm²

另一方面，在经皮端子的基体的表面上凝絮加工具有活体亲和性的短纤维的情况如下所述。假设在经皮端子的基体(Φ3.0mm、高度6.0mm)的表面的每20μm的母体(matrix)上，立起粘接有一个直径10μm、高度为100μm的圆柱状的短纤维，

那么，平均100μm纤维(直径为10μm)的表面积(除了与经皮端子的基体之间的粘接面)为：

(0.01π×0.1)+(0.005×0.005)π

在经皮端子的基体表面上粘接的短纤维的数量为：

(3mm×π×6mm)÷(0.02mm×0.02mm)

因此，具有活体亲和性的短纤维与活体组织接触的面的面积为：

((0.01π×0.1)+(0.005×0.005)π)×(3mm×π×6mm)÷(0.02mm×0.02mm)＝482.78mm²

由此，在经皮端子的基体表面上凝絮加工具有活体亲和性的短纤维的情况下的具有活体亲和性的材料与活体组织相接触的面的面积，与不用凝絮加工而向着基体覆盖具有活体亲和性的材料的情况相比，大约是6.4倍。因此显然前者的经皮端子与后者的情况相比，活体粘接性较高。

另外，如果在基体表面上覆盖了具有活体亲和性的材料而成的基体的表面上，进一步凝絮加工具有活体亲和性的短纤维，则具有活体亲和性的材料与活体组织接触的面的面积加大。因此，上述方式也在体现本发明的范围内。

另外，本发明所述的经皮端子的特点在于，经皮端子的基体的单位面积与覆盖在该单位面积上短纤维的表面积的比例至少在2倍以上，更优选在3倍以上，最优选在4倍以上。上述数值由如下方式求出，即：例如可以通过扫描型电子显微镜等来求出植毛在经皮端子的基体的表面的单位面积(例如1mm²)上的短纤维的根数，而且计算出该短纤维的表面积(除去与基体的粘接面)，根据短纤维的根数和该短纤维的表面积(与基体之间的粘接面除外)，计算覆盖在单位面积上的短纤维的表面积，并比较该计算值和单位面积。此时，在经皮端子上的两处以上的地方，求出上述数值、求出其平均值，从而可更正确地求出经皮端子的基体的单位面积和覆盖在该单位面积上的短纤维的表面积的比例。

下面对本发明的经皮端子的利用例进行说明。本发明所述的经皮端子可以插入各种医疗管中使用。作为上述经皮端子的具体用途，例如可以适合用于肺高血压症治疗用导管(长时间留置型中心静脉导管)、腹膜透析用导管、辅助人工心脏(VAS)的送血管·托血管的皮肤插入部位、人工肛门、人工膀胱、高卡路里用导管、胃瘘、经皮电极、外分流器(shunt)、血液透析。

(2.本发明的制造经皮端子的方法以及装置)

制造本发明所述的经皮端子的方法，所述经皮端子的基体的表面用具有活体亲和性的短纤维凝絮加工，其中，包括：向第1电极板与第2电极板之间配置表面涂敷有粘接剂的经皮端子的基体的工序；在第2电极板上放置具有活体亲和性的短纤维的工序；使经皮端子的基体旋转的工序；以及在第1电极板和第2电极板上施加电压的工序，该第1电极板和经皮端子的基体电连接。向第1电极板与第2电极板之间配置表面涂敷有粘接剂的经皮端子的基体的工序，优选是使第1电极以及第2电极相对于向着经皮端子的医疗用管的插入方向的角度大于0°而低于90°那样地在向着第1电极板和第2电极板之间配置表面涂敷了粘接剂的经皮端子的基体的工序。此外，本发明所述的方法除了上述构成之外，优选还包括对具有上述活体亲和性的短纤维加湿的工序。

另一方面，用于制造本发明所述的经皮端子的装置，所述经皮端子的基体的表面用具有活体亲和性的短纤维凝絮加工，其中，该装置包括：第1电极板、第2电极板以及旋转支持部，所述旋转支持部具备用于支持经皮端子的基体的支持部和用于使该支持部旋转的旋转部，在重力方向向下的情况下，该第2电极板配置在第1电极板的下方，该第2电极板以可放置具有活体亲和性的短纤维的方式构成，配置旋转支持部，从而使支持在该支持部上的经皮端子的基体配置在第1电极板与第2电极板之间，该支持部与第1电极板电连接，而且该支持部以可与经皮端子电连接的方式构成。此外，在本发明的装置中，上述旋转支持部可以配置成为，使支持在该支持部上的经皮端子的基体配置在第1电极板与第2电极板之间，第1电极板以及第2电极板相对于朝向经皮端子的医疗用管的插入方向的角度超过0°、而低于90°。

用于制造上述本发明所述的经皮端子的方法，例如可以通过用于制造本发明所述的经皮端子的装置而适当地实施。下面，列举用于制造本发明所述的经皮端子的装置的一例，来说明用于制造本发明所述的经皮端子的方法以及装置。但是，本发明并不限定于这些情况。

图3是表示用于制造本发明所述的经皮端子的装置以及(凝絮加工装置1)的一实施方式的模式图。所述凝絮加工装置1具有：第1电极板2、第2电极板3、具有支持部6a和旋转部6b的旋转支持部6、具有加湿传感器和加湿器的湿度控制部4、以及容器5。

在凝絮加工装置1中，第1电极板2以及第2电极板3是两者大体平行的位置关系，而且在重力向下的情况下，配置成第1电极板2在上方、第2电极板3在下方。此外，第1电极板2以及第2电极板3都是平板状电极，为了能够在两者之间施加电压，二者分别与电源(未图示)电连接。此外，短纤维10放置在第2电极板3上。

在凝絮加工装置1中，旋转支持部6的支持部6a为杆状，经皮端子的基体11支持在该杆状的支持部6a上。上述经皮端子的基体11支持在支持部6a上的方法并不特别限定，例如，可以如图3那样，将杆状支持部6a插入到经皮端子的基体11的医疗用管的插入部来支持，或者是支持部6a的前端做成夹板状，从而以该夹板夹持经皮端子的基体11的方式支持。在图3中支持部6a为杆状，不过本发明所述的装置并不限定于杆状。此外，即使是杆状的情况，也可是曲线状，折曲成键型的形状，而并不限定于直线状。

配置旋转支持部6，以使由支持部6a支持的经皮端子的基体11位于第1电极板2和第2电极板3之间，而且使第1电极板2以及第2电极板3相对于向着该经皮端子的医疗用管的插入方向的角度大于0°、小于90°。在此处，上述角度是指：与向着该经皮端子的医疗用管的插入方向平行的直线和第1电极板2以及第2电极板3的平面的角度，尤其是指由直线和平面所形成的角度之中的较小的角(锐角)。在图3中，上述角度以θ°表示。在本发明的装置中，上述角度大于0°、小于90°。上述角度为0°的情况，即在向着该经皮端子的医疗用管的插入方向和第1电极板2以及第2电极板3的平面平行的情况下，或者是在上述角度为90的情况，即在向着该经皮端子的医疗用管的插入方向和第1电极板以及第2电极板的平面垂直的情况下，在如具备体部和锷部的经皮端子那样形成极复杂形状的经皮端子的基体11的表面上凝絮加工短纤维10时，由于仅体部或者锷部中的任一方与短纤维10的飞行方向不相对的情况较多，所以难以在经皮端子的基体11的表面上同样凝絮加工短纤维10。另外，若上述角度大于0°而小于90，则并不特别限定，而优选大于5°而小于85°，最有选大于10°而小于80°。

另外，在用于制造本发明所述的经皮端子的装置中，其特点在于，上述支持部6a与第1电极板2电连接，而且，该支持部6a可以与经皮端子的基体11电连接。即，上述第1电极板2和经皮端子的基体11电连接。通过上述第1电极板2和经皮端子的基体11电连接，在经皮端子的基体11的表面上的具有活体亲和性的短纤维10上产生电动势，该具有活体亲和性的短纤维10起毛。为了构成上述结构，上述支持部6a至少需要有导电性。因而，可以说，支持部6a优选由导体构成。上述导体并不特别限定，可以是铜、铁、镍、铂等金属，也可以是碳、导电性高分子等材料。此外，支持部6a和第1电极板2的电连接方法并不特别限定，例如，如在图3中示出的接点A所示的那样，支持部6a和第1电极板2局部地接触。

支持部6a与旋转部6b相连接，支持部6a以及在其上支持的经皮端子的基体11旋转。在凝絮加工装置11中，旋转部6b由电动马达构成。但是，对于旋转部6b，只要是使支持部6a旋转的机构即可，并不特别限定，既可由上述电动马达构成，也可由电动机构成。而且上述旋转部6b也可以作为支持部6a的轴承构成，以通过人力使支持部6a旋转的方式构成。此时的转速并不特别限定，例如优选0.1rpm以上1000rpm以下，更优选0.5rpm以上500rpm以下，最优选1rpm以上100rpm以下。如果超过上述优选范围，则作用于经皮端子的基体11的离心力过大，经皮端子的基体11上的粘接剂剥离或者歪斜变形。如果低于上述优选范围，有时会产生粘接剂掉落而出现粘接不均匀。

凝絮加工装置1具备容器5和湿度控制部4，该湿度控制部4具有加湿传感器和加湿器。容器5收纳第1电极板2、第2电极板3和支持部6a。在容器5中插入加湿控制部的加湿传感器以及加湿器的一部分，以控制容器内的湿度。通过如上所述控制容器内的湿度，可以实现适于对放置在第2电极板3上的短纤维10进行凝絮加工的湿度。最佳湿度已经叙述过。另外，湿度控制部4可以适当选择现有公知的设备。

上述容器5的形状并不特别限定，例如优选的结构是容器5的一部分可以开闭。换言之，优选容器5具有可开闭的门结构。通过采用上述结构，可以容易地向容器设置短纤维10以及经皮端子的基体11，或者回收制作好的经皮端子，或者进行容器5内的清洗。此外，为了严格控制容器5内的湿度，优选容器5可以为密闭或者半密闭的状态。

凝絮加工装置1除了上述结构之外，还可以具备用于防止漏电的断路器、用于通报处于运转中的加工运转通知用灯具、用于指示容器5的门的开闭的门开闭开关、显示运转异常的报警器以及灯具等。

下面，对用凝絮加工装置11制造经皮端子的方法的一实例进行说明。

(i)将表面涂敷了粘接剂的经皮端子的基体11固定到旋转支持部6的支持部6b上。上述粘接剂可以适当利用公知的粘接剂，例如可以是硅系粘接剂、聚乙烯-乙酸乙烯酯共聚体、聚酯、尼龙、聚氨基甲酸酯人造橡胶、乙酸乙烯酯、丙烯酸树脂等。

(ii)在第2电极板4上放置具有活体亲和性的短纤维10。短纤维10可以适当利用在“1.本发明的经皮端子”一项中说明的、具有活体亲和性的短纤维。

(iii)关闭容器5的盖子。

(iv)使湿度控制部4运转。

(v)通过使旋转支持部6的旋转部6b动作，而使经皮端子的基体11旋转。

(vi)在第1电极板2和第2电极板3上施加电压。此时，施加的电压，根据电极间的距离、短纤维10的大小或者材料等、支持部6a的材质，在研讨的基础上选用最合适的电压。通常情况下，优选1kV以上、低于100kv，更优选2kV以上、低于75kv，最优选5Kv以上、低于50kv。

另外，上述(i)以及(ii)的顺序彼此可以互相替换。此外，上述(iv)可以在(i)、(ii)、(iii)、(v)、(vi)中的任一工序的前后进行；(v)若是在(i)的工序后，则可以在任何时刻进行。

通过进行上述操作，可以制造经皮端子的基体11的表面是由短纤维10凝絮加工而成的经皮端子。

用于制造本发明所述的经皮端子的方法并不限定于上述工序，还可以包含涂敷粘接剂的工序、对凝絮加工完毕后而成的经皮端子进行干燥的工序、从经皮端子表面去除电附着于经皮端子上的、无用的短纤维的工序等。此外，在能够实施用于制造本发明所述的经皮端子的方法的范围内，上述各个工序的顺序可以适当调换。

(3.本发明的体内留置型医疗器具)

本发明所述的体内留置型医疗器具的基体的表面，其基体的表面由具有活体亲和性的短毛纤维凝絮加工而成。

下面，对于本发明所述的体内留置型医疗器具的一实施方式进行说明。在本发明所述的体内留置型医疗器具的情况下，本发明所述的经皮端子可以援引上述“1.本发明的经皮端子”一项的说明。因此，在本项中，对与“1.本发明的经皮端子”一项不同的地方进行说明。即，本项中不作说明的结构，可以全部依据“1.本发明的经皮端子”一项的说明。

本说明书中，“体内留置型医疗器具”是指留置在体内而被使用的医疗器具。而且，在本说明书中，“医疗器具”是指日本国药事法第二条第4项定义的“医疗器具”，具体是指日本国药事法施行例第一条附表第一中举出的医疗器具。

总之，在本发明中，作为用具有活体亲和性短毛纤维凝絮加工后而得的医疗器具，也并不限于留置于生物体内而被使用的、上述药事法规定的医疗器具，可以是支架(stent)、支架移植物(stent graft)、人工气管、起搏器(pace maker)、人工心脏、进入端口(access port)。这些医疗器具被特别地要求抑制活体内留置位置的移动。而且，用具有活体亲和性的短毛纤维对基体的表面进行凝絮加工而得的本发明的体内留置型医疗器具中，由于与活体组织的粘接性优良，所以能够防止在活体内的位置移动。

而且，如上所述本发明的经皮端子的基体优选具有锷部，但是作为本发明的体内留置型医疗器具，可以根据该体内留置型医疗器具的种类适宜地设置锷部。

并且，对于本发明的体内留置型医疗器具，不仅仅是如经皮端子那样连接体内和体外的医疗器具，也可以包含有例如人工心脏等、将器具全体埋入到体内而使用的医疗器具。器具全体埋入到体内的医疗器具相比于连接体内和体外的医疗器具，更有在体内的位置移动的问题。本发明的体内留置型医疗器具，由于与活体的粘接性高、能够确保位置稳定性，所以能够合适地作为器具全体埋入到体内的医疗器具使用。

(4.本发明的制造体内留置型医疗器具的方法以及装置)

本发明的制造体内留置型医疗器具的方法，所述体内留置型医疗器具的基体的表面用具有活体亲和性的短纤维凝絮加工，其中，包括：向第1电极板与第2电极板之间配置表面涂敷有粘接剂的体内留置型医疗器具的基体的工序；在第2电极板上放置具有活体亲和性的短纤维的工序；使体内留置型医疗器具的基体旋转的工序；以及在第1电极板和第2电极板上施加电压的工序，该第1电极板和体内留置型医疗器具的基体电连接。此外，本发明所述的方法在上述构成的基础上，优选还包括对具有上述活体亲和性的短纤维加湿的工序。

另一方面，本法的用于制造体内留置型医疗器具的装置，所述体内留置型医疗器具的基体的表面用具有活体亲和性的短纤维被凝絮加工，其中，该装置包括：第1电极板、第2电极板以及旋转支持部，所述旋转支持部具备用于支持体内留置型医疗器具的基体的支持部和用于使该支持部旋转的旋转部，在重力方向向下的情况下，该第2电极板配置在第1电极板的下方，该第2电极板以可放置具有活体亲和性的短纤维的方式构成，配置旋转支持部，从而使支持在该支持部上的体内留置型医疗器具的基体配置在第1电极板与第2电极板之间，该支持部与第1电极板电连接，而且该支持部以可与体内留置型医疗器具的基体电连接的方式构成。

上述本发明的用于制造体内留置型医疗器具的方法，例如，可以通过上述本发明的用于制造体内留置型医疗器具的装置而合适地实施。

此处，在涉及本发明所述的制造体内留置型医疗器具的方法以及装置的情况下，上述“2.本发明的制造经皮端子的方法以及装置”一项的说明中的本发明的制造经皮端子的方法以及装置可以被援引。即，本发明的制造体内留置型医疗器具的方法以及装置的具体构成可以依据“2.本发明的制造经皮端子的方法以及装置”一项的说明。

而且，在本发明的制造经皮端子的方法以及装置中，优选地，在向第1电极板与第2电极板之间配置表面涂敷有粘接剂的经皮端子的基体的工序中，优选以使第1电极板以及第2电极板相对于朝向经皮端子的医疗用管的插入方向的角度超过0°且低于90°的方式，向第1电极板与第2电极板之间配置表面涂敷有粘接剂的经皮端子的基体。但本发明的制造体内留置型医疗器具的方法以及装置不限于此。即，可以根据体内留置型医疗器具的种类以及形态，适当地设定上述第1电极板与第2电极板之间配置的角度。

此外，在用于实施发明的最佳实施形态一项中形成的具体的实施方案以及以下的实施例，最终是为了明确本发明的技术内容，而不应当只限定在那样具体实例地被狭义解释。本领域技术人员能够在本发明的技术思想以及权利要求的范围内实施变化。

而且，本说明书中所记载的全部学术文献以及专利文献，在本说明书中作为参考而被援引。

实施例

下面，通过实施例详细说明本发明，但本发明并不限定于这些实施例以及比较例。

首先，在实施例1以及比较例1中，示出了作为短纤维使用的羟基磷灰石复合体粒子的制造例1。

(制造例1)

(羟基磷灰石烧结体的制造方法)

首先对于本实施例的羟基磷灰石烧结体的制造方法进行说明。

作为连续油相使用十二烷，作为非离子性表面活性剂使用多云天31℃的五乙二醇十二烷基醚(pentaethyleneglycoldodecylether)，由此调制含有上述非离子性表面活性剂0.5g的连续油层40ml。随后，将向上述调制成的连续油层中添加10ml的Ca(OH)₂分散水溶液(2.5mol％)。然后，充分搅拌所得到的分散液之后，在其水/油(W/O)乳浊液中添加1.5mol％的KH₂PO₄溶液10ml，在反应温度50℃下搅拌24小时使其反应。通过离心分离将所得的反应物分离，由此得到羟基磷灰石。而且，将上述羟基磷灰石在800℃的条件下加热1小时，由此得到羟基磷灰石烧结体的粒子(以下，称为HAp粒子)。该HAp粒子为单结晶体，长径为300-400nm。(羟基磷灰石复合体粒子的制造方法)

首先，将作为基材的纤维状的丝纤蛋白(藤村制线株式会社，产品名称；羽二重，以下称为SF纤维)断切成长轴方向的平均长度为100μm、短轴方向的平均长度为10μm。而且，用索氏(Soxhlet)抽取器将得到的SF纤维(以下称cutSF)中不挥发成份抽出去除。

然后，将经过索氏抽出之后的600mg的cutSF放入到医疗试管(ドクタ一試験管)，而后在其中添加：在纯水18ml中溶解82mg的过硫酸铵(APS)而得的产物、以及将1088μl的γ-甲基丙烯酰基丙基三乙氧基甲硅烷(KBE503)加入到292ml的五乙二醇十二烷基醚中并搅拌充分而得的产物。然后，用液氮反复进行2次所谓的冻结、脱气、解冻、氮置换的操作。

随后，通过在50℃的水浴将反应溶液加热60分钟，由此进行反应。其后，用定性滤纸(保留粒子径5μm)过滤。由此，将在cutSF的表面导入有烷氧基甲硅烷基而得的丝纤蛋白纤维(滤渣)、和高分子化的KBE以及酯化甲硅烷基尔的的分子(滤液)分离。然后，为了进一步分离高分子化的KBE，将在cutSF的表面导入有烷氧基甲硅烷基而得的丝纤蛋白纤维，在乙醇中进行1分钟超声波(输出20kHz、35W)处理，进而搅拌2小时清洗，而后用滤纸过滤。随后，利用真空干燥得到使末端具有烷氧基甲硅烷基的高分子链接枝聚合而成的丝纤蛋白纤维，即，导入有烷氧基甲硅烷基的丝纤蛋白纤维(以下称KBE-cutSF)。而且，此时在反应时间中的烷氧基甲硅烷基的导入率为8.3重量％。而且，上述导入率根据下式求出，未处理的cutSF的重量为Ag，反应后的cutSF的重量(KBE-cutSF)为Bg。

导入率(重量％)＝((B-A)/A)×100

另一方面，在15ml溶剂(甲苯∶甲醇＝8.6∶1)中加入上述Hap粒子300mg，在通过20秒的超声波处理使之分散后，静置30分钟-1小时。

而且，在静置Hap粒子的期间，在3ml的锥瓶中使大约300mg的KBE-cutSF分散在15ml的溶剂(甲苯∶甲醇＝8.6∶1)中。

而且，在使KBE-cutSF分散的锥瓶中，使用巴氏吸管平稳地移动使上述Hap粒子分散的上澄溶剂。其后，每1分钟，用斯波德陶瓷(スポイド)平稳地搅拌KBE-cutSF与Hap粒子已经混合的分散溶剂。

而且，在反复进行了10次上述搅拌操作之后，用上述定性滤纸将吸附有HAp粒子KBE-cutSF(以下，称为KBE-cutSF-HAp)与未吸附的HAp粒子分离。具体地，过滤上澄液的Hap粒子之后，回收沉淀的KBE-cutSF-HAp。

而后，在乙醇对分离后的KBE-cutSF-HAp进行2小时的搅拌·洗净、1分钟的超声波处理，随后用上述定性滤纸过滤。

而且，在60°下干燥滤出的KBE-cutSF-HAp之后，在120℃、1mmHg的条件下进行2小时处理。由此合成羟基磷灰石复合体粒子(KBE-cutSF-HAp)。另外，使用FT-IR(扩散反射法)来分析上述合成的羟基磷灰石复合体粒子，其结果显示HAp粒子结合到基材上。

(实施例1)

对通过对基体进行KBE-cutSF-HAp凝絮加工而制造经皮端子的方法进行说明。

在上述经皮端子的制造中使用图3中示的凝絮加工装置1。该工序依据“2.本发明的方法以及装置”一项的说明来进行。此外，凝絮加工的条件如下。

电源电压..................直流DC：25kV

电1电极板-第2电极板间距离......大约50mm

第2电极板-经皮端子的基体间距离......大约15mm

第2电极板-经皮端子的基体间距离......大约35mm

湿度控制..................相对湿度大约95％

旋转支持部的转数............3rpm

加工时间..................5分钟

装置内温度...............25℃

喷雾的使用...............有

另外，在加工前通过喷雾来加湿KBE-cutSF-HAp。

此外，对于基体的粘接剂的涂敷与下述比较例1相同。

(比较例1)

对通过在基体上涂敷KBE-cutSF-HAp来制造经皮端子的方法进行说明。

首先，在基体表面中不覆盖KBE-cutSF-HAp的部分(覆盖部以外的部分)上，预先卷绕覆盖胶带。

接下来，一边以硅橡胶的基体的插入导管的方向为轴、以360rpm的转速旋转，一边在基体上涂敷硅粘接剂(GE东芝硅株式会社制、非腐蚀性速干性粘接密封材料、TSE-399)，然后再以5600rpm旋转10秒钟，由此，去掉多余的粘接剂。

而且，一边使涂敷了上述粘接剂的基体以360rpm的转速旋转，一边均匀地粘附上述KBE-cutSF-HAp，随后将多余的KBE-cutSF-HAp去除。

然后，在85℃下对由KBE-cutSF-HAp覆盖的基体干燥5分钟，5分钟后从旋转棒上取下。而且，在减压(133Pa(1mmHg))的条件下，以120℃的温度进行2小时干燥。

接下来，将上述基体浸入到纯水中，并照射3分钟超声波(输出20kHz、35W)，由此洗净上述基体。而且，在超声波照射结束后，在纯水中通过1小时的搅拌而洗净基体，其后通过干燥、24小时放置而制造出本发明的经皮端子。并且，关于覆盖胶带，在将KBE-cutSF-HAp粘附到涂敷有粘接剂的基体上之后取下。

图1示出了实施例1中制造的经皮端子的扫描型电子显微镜像；图2(a)以及图2(b)示出了比较例1中制造的经皮端子的扫描型电子显微镜像。根据图2(a)以及图2(b)可见，KBE-cutSF-HAp的纤维以横躺的状态附着在经皮端自表面上。与此相对的，在图1所示的经皮端子中，KBE-cutSF-HAp的纤维以起毛的状态附着在经皮端自表面上。由此可见，实施例1的经皮端子相比于比较例1的经皮端子，其表面积明显较大。

(实施例2)植毛密度的评价

在本实施例中，对在实施例1中记载的操作以及条件下制造的经皮端子的植毛密度进行评价。

植毛密度的评价是通过以下方式进行的，即，切取进行了凝絮加工的经皮端子的一部分，使用扫描型电子显微镜(SEM)(日本电子株式会社(JEOL Ltd.)；JSM-6301F)来观察该部分的表面。具体而言，将SEM的倍率设为100倍，测取存在于边长为200μm的正方形内的絮状物的数量。另外，在该正方形中随机选取5个部位来测取絮状物个数，并将该平均值作为植毛密度来评价。

此外，使用在比较例1中记载的操作以及条件下制作的经皮端子进行同样的操作，并评价该经皮端子的植毛密度。

在表1中示出了在实施例1中记载的操作以及条件下制造的经皮端子的植毛密度、与在比较例1中记载的操作以及条件下制作的经皮端子的植毛密度相比较的结果。

(表1)

可见，通过在经皮端子上进行凝絮加工，能够以比现有技术更高的植毛密度进行KBE-cutSF-HAp植毛。

(实施例3)植毛密度的控制

在本实施例中，除了改变电源电压以及相对湿度之外，其它方面按照实施例1中记载的方法以及条件制作经皮端子，并以实施例2中记载的方法评价植毛密度。根据具体的电源电压和相对湿度的条件、以及各个条件所得的经皮端子的植毛密度如表示所示。

(表2)

  电源电压  相对湿度  10kV  60％  25kV  95％  30kV  95％  植毛密度  (根/40,000μm²)  5±1  (4-6)  20±2  (18-22)  27±4  (23-31)

如表2所示可以确认出，通过调整电源电压以及相对湿度，可以控制经皮端子的植毛密度。另外，利用比较例1中记载的方法以及条件并不能够控制植毛密度。

(实施例4)对支架的凝絮加工

对于在316stainless制的Palmaz-Schatz型支架(以下，在本实施例中仅标记为“支架”)的基体上进行凝絮加工KBE-cutSF-HAp的方法进行说明。另外，图11是表示凝絮加工前的支架的外观图。

在上述支架制造中使用图3中所示的凝絮加工装置1，该工序要依据“2.本发明的方法以及装置”一项的说明来进行。此外，凝絮加工条件如下所述。

电源电压..................直流DC：25kV

电1电极板-第2电极板间距离......大约50mm

第2电极板-支架的基体间距离......大约15mm

支架的基体-第1电极板距离......大约35mm

湿度控制...............相对湿度大约95％

旋转支持部的转数............3rpm

加工时间..................5分钟

装置内温度...............25℃

喷雾的使用...............有

作为粘接剂，使用了与比较例1中记载的粘接剂相同的粘接剂。另外，由于目的是仅凝絮加工支架表面，所以一边将支架的基体轻轻地推靠在浸渍了粘接剂的脱脂棉上，一边给基体表面涂敷粘接剂。

图12中表示进行了凝絮加工的支架。如图12所示可以确认出：KBE-cutSF-HAp呈三维状起毛的状态附着在支架的表面上。

(实施例5)对移植物(graft)(人工血管)的凝絮加工

下面，对在合成高分子材料(涤纶)制的移植物(以下，在本实施例中标记为“移植物”)的基体上凝絮加工KBE-cutSF-HAp的方法进行说明。

移植物可以由记载在日本发明申请2005-203517中记载的方法得到。此外，对于移植物的凝絮加工要使用图3中表示的凝絮加工装置1，其工序根据“2.本发明的方法以及装置”一项的说明来进行。此外，凝絮加工的条件以及粘接剂的涂敷方法按照记载在实施例3中的操作以及条件来进行。

其结果是，可以确认出：KBE-cutSF-HAp呈三维状起毛的状态附着在移植物的表面上。

(实施例6)动物试验

在本实施例中，对如下所述情况带来如何影响进行调查，即：在兔子上埋植安装了在记载在实施例1中的操作以及条件下制作的经皮端子的经皮端子安装导管、安装了涤纶(聚酯纤维)制的套的带有套的导管(C.R.Bard社制、销售名称ヒツクマンカテ一テル、式样：single lumen、规格：9.6FR、长度：90cm、内径：1.6mm)、没有安装经皮端子的、在实施例1中使用的硅制导管(下面标记为“控制导管”)。

在兔子中埋植导管的方法要根据在特开2005-342508中记载的“动物埋植试验”来进行，其是按照如下方式具体进行的。

首先，用高压釜(autoclave)对各个导管进行杀菌处理。

然后，切开兔子(日本、白色)的颈部(背面侧)，在表皮下制作经皮通道。把导管插入制作的经皮通道内。在经皮端子安装导管的埋植中，把经皮端子固定在颈部切开部正下方的位置处之后，缝合切开部。同样地，在带有套的导管的埋植中，把套固定在颈部切开部正下方的位置处之后，缝合切开部。如此这样，在一个兔子内埋植了一根导管，分别在10个兔子内埋植经皮端子安装导管、带有套的导管、控制导管。

在导管埋植后，一日进行两次观察，并确认自然拔去的情况。此外，还确认是否有炎症、脓肿，在确认到异常情况时，拔去埋植了的导管。另外，在导管埋植日起的14天后，拆除缝合部的缝线。观察84天，并计算埋植有导管的兔子的剩余个数。其结果如表3以及图13所示。

(表3)

图13是表示埋植有导管的兔子的剩余个数的结果的图，纵轴表示兔子剩余个数(只)，横轴表示埋植后经过个天数。此外，实线、虚线以及点划线分别表示埋植了经皮端子安装导管、带有套的导管、控制导管的兔子的剩余个数。在图13中，黑三角表示导管已自然去除的情况，白三角是表示通过脓肿等的确认而去除了导管的情况。在图13中，带有“×5”的黑三角表示在此刻有5只兔子导管自然去除的情况。

如表3以及图13所示，与带有套的导管以及控制导管相比，本发明的经皮端子安装导管相对于活体的粘接性高，可以防止位置偏移，还显示出防止细菌的感染的情况。

产业上的利用可能性

本发明的经皮端子可适合作为需长时间埋植在活体内的固定医疗用导管的经皮端子来利用。因此，本发明尤其在医疗以及医疗器具领域很有用。本发明的体内留置型医疗器具因与活体组织之间的粘接性优秀，从而可防止在活体内发生偏移情况，还可以防止细菌感染。因而，本发明所述的体内医疗器具作为例如人工血管、支架、支架移植物、人工气管、起搏器、人工心脏、进入端口等埋植于体内的医疗器具来说是十分有用的。