通过选择性等离子蚀刻制造具有改善的血液相容性的ePTFE人造血管移植物的方法与流程

通过选择性等离子蚀刻制造具有改善的血液相容性的eptfe人造血管移植物的方法
技术领域
1.本发明涉及一种制造人造血管移植物的方法，包括通过使用生物活性金属(bioactive metal)靶材进行等离子体蚀刻，将生物活性金属无界面植入膨体聚四氟乙烯(expanded polytetrafluoroethylene:eptfe)表面，以及通过该方法制造的具有改善的血液相容性的人造血管移植物。


背景技术：

2.当胆固醇或脂肪堆积在体内血管如动脉或静脉内壁上且血管局部阻塞、变硬时，阻碍血液的顺畅循环，引起各种血管疾病(vascular disease)，如心绞痛、心肌梗塞和冠状动脉疾病。最近，此类血管疾病的发生率急剧增加，尤其是发达国家由于饮食不平衡和久坐不动的生活方式导致糖尿病或肥胖症的增加。据报道，这种血管疾病往往是致命的，因为一旦血管被阻塞，血流受到干扰，死亡率就很高。虽然血管疾病的非手术治疗方法确实存在，例如通过服用抗心绞痛药物来抑制额外狭窄的方法，但这些药物治疗并没有从根本上解决狭窄部位的问题，并且尽管继续服用此类药物，心绞痛引起的疼痛仍然存在。因此，手术治疗方法正在作为治疗血管疾病的方法出现，例如血管移植和血管搭桥术，其中进行手术切除硬化的血管并在切除部位连接人造血管移植物。
3.在这种通过外科手术的治疗方法中，最初是采集捐献者的动脉或静脉进行移植，但由于发生排斥或硬化，成功率低。相比之下，自体移植(autograft)(收集患者自身健康的血管以替代受损部分)移植后免疫反应低，成功率最高，但这种方法的缺点在于每次能保证的血管数量有限，而且需要进一步手术收集血管，增加了患者的负担。因此，为了解决这个问题，最近通过使用由合成聚合物制成的人造血管移植物(artificial vascular graft)来进行手术以替换现有的受损血管。可以选择应用于这种人造血管移植物的合成聚合物首先必须对人体无害，并且还应该是表现出高生物相容性的材料。此外，它们在移植到体内时一定不能被免疫系统排斥，并且需要能够在体内长期维持。此外，为了防止潜在的移植后血管狭窄和硬化，此类合成聚合物不应引起蛋白质或脂质的沉淀，也不应引起凝血和炎症反应。
4.考虑到上述要求进行选择，目前商业化并用作人造血管移植物材料的材料是含氟聚合物膨体聚四氟乙烯(expanded polytetrafluoroethylene:eptfe)。这是一种通过在现有的聚四氟乙烯制造工艺中添加膨胀步骤而改性为具有微米级微孔结构的材料。作为一种含氟聚合物，eptfe因为其高表面疏水性，在体内非常稳定，并且由于它与其他物质没有反应性，可以抑制血栓粘附到血管内壁。同时，eptfe的微孔结构在血管内外壁之间提供通道，促进对血液中营养物质的吸收，因此eptfe被认为是一种适用于人造血管移植物的材料。此外，在实际的临床结果中，大直径的人造血管移植物(直径为6mm或更大)的移植成功率很高，因此这也被作为一种相对稳定的手术方法加以应用。
5.然而，在直径为6mm以下的小直径人造血管的情况下，由于移植仅由eptfe材料组
成的人造血管时血流量低，狭窄的发生率仍然很高。因此，正在研究通过改性eptfe人造血管移植物的内壁来进一步提高血液相容性。作为具体例子，韩国专利第10-1483846号公开了一种通过用微等离子体处理聚合物管的内壁并使内表面具有反应性来增强血液相容性的方法，而美国专利第6,306,165号公开了一种通过用肝素(一种代表性的抗血栓形成蛋白)涂覆eptfe人造血管移植物的内壁来抑制凝血的方法。
6.然而，即使可以提高生物相容性，使用等离子体进行表面改性的传统方法也存在局限性，因为等离子体处理后产生的自由基的高反应性可能会降低表面稳定性，并且需要进行老化(aging)处理以保持表面稳定性。同时，用天然高分子或药物如抗凝剂包覆的方法存在着缺点，如难以长期维持药效，由于表面的疏水性使得与这些药物的结合力较弱，导致这些药物随着血液的流动在短时间内释放出来。以抗凝血剂肝素为例，其过度释放导致血小板减少，有发生肝素诱导的血小板减少症(heparin-induced thrombocytopenia:hit)的风险，根据患者的年龄或健康状况，可能会导致严重的继发性疾病。


技术实现要素：

7.技术问题
8.本发明人进行深入的研究，发现一种表面改性方法，来提高表面的血液相容性，从而在使用直径为6mm或更小的人造血管移植物时也不会引起狭窄。同样地，基于eptfe的人造血管移植物的制造中，结果证实可以提供在其上血管内皮细胞的粘附和/或增殖显著增加的表面，并且通过选择性等离子蚀刻将生物活性金属无界面植入eptfe表面使活化血小板的粘附和/或增殖受到抑制，从而完成本发明。
9.技术方案
10.本发明的一个目的是提供一种制造具有金属化表面的人造血管移植物的方法，该人造血管移植物包含膨体聚四氟乙烯(eptfe)样品和无界面植入eptfe样品表面的生物活性金属(bioactive metal)，该方法包括在惰性气体的存在下对生物活性金属靶材施加负电压，同时对其上放置有eptfe样品的固定板施加用于偏置的负电压，从而通过生物活性金属靶材和eptfe样品之间形成的电位差加速生物活性金属阳离子，作为通过在预定反应条件下使用生物活性金属靶材进行等离子体蚀刻，将生物活性金属无界面植入eptfe表面的步骤。
11.本发明的另一目的在于提供一种具有金属化表面的人造血管移植物，其包括eptfe基材；以及无界面植入eptfe基材表面的生物活性金属。
12.有益效果
13.本发明的具有金属化表面的人造血管移植物，包含通过选择性等离子体蚀刻无界面植入eptfe样品表面的生物活性金属，当用作具有6mm或更小的小直径的人造血管移植物时表现出改善的血液相容性，由于人造血管移植物提供在其上血管内皮细胞的粘附和/或增殖显著增加并且抑制活化血小板的粘附和/或增殖的表面，不会引起狭窄。
附图说明
14.图1示出：在通过选择性等离子体蚀刻处理之前和之后的eptfe表面的扫描电子显微镜(scanning electron microscope；sem)图片。
15.图2示出：在通过选择性等离子体蚀刻处理之前和之后，通过x射线光电子能谱(x-ray photoelectron spectroscopy；xps)对eptfe表面上原子的化学键态进行分析的结果。
16.图3示出：在通过选择性等离子体蚀刻处理之前和之后的eptfe表面上的水接触角(contact angle)。
17.图4示出：粘附血管内皮细胞在通过选择性等离子体蚀刻处理之前和之后的eptfe表面上培养1天和7天，在共聚焦显微镜(confocal microscope)下观察到的粘附血管内皮细胞。
18.图5示出：血小板在通过选择性等离子体蚀刻处理之前和之后的eptfe表面上培养1天时，在sem下以不同的放大率观察到的粘附血小板；以及
19.图6示出：血小板在通过选择性等离子体蚀刻的方式处理之前和之后的eptfe表面上培养1天时，粘附到eptfe表面的血小板的密度。
具体实施方式
20.本发明的第一方面提供一种制造具有金属化表面的人造血管移植物的方法，该人造血管移植物包含膨体聚四氟乙烯(expanded polytetrafluoroethylene:eptfe)样品和无界面植入eptfe样品表面的生物活性金属，该方法包括在惰性气体的存在下对生物活性金属靶材施加负电压，同时对其上放置有eptfe样品的固定板施加用于偏置的负电压，从而通过生物活性金属靶材和eptfe样品之间形成的电位差加速生物活性金属阳离子，作为通过在预定反应条件下使用生物活性金属靶材进行等离子体蚀刻将生物活性金属无界面植入eptfe表面的步骤。
21.本发明的第二方面提供一种具有金属化表面的人造血管移植物，其包括eptfe基材；以及无界面植入eptfe基材表面的生物活性金属。
22.在下文中，将更详细地描述本发明。
23.本发明旨在改善将目前用作人造血管移植物材料的eptfe管用作具有6mm或更小直径的人造血管移植物时，由于低血流量而导致狭窄的发生率高的情况。当为解决这个问题而对管的内径进行等离子体处理，由于残留的高反应性自由基，表面稳定性低，并且伴随老化处理以改善低表面稳定性存在困难。在用天然聚合物或药物(例如抗凝剂)包覆管的情况下，涂层会被血流剥落或药物迅速释放，这就很难持续获得预期效果，而且有可能因药物释放而引起继发性疾病。然而，本发明通过选择性等离子蚀刻将生物活性金属离子植入eptfe表面制成的具有金属化表面的人造血管移植物不仅显著改善血管内皮细胞的粘附和/或增殖、抑制活化血小板的粘附和/或增殖，而且不易脱落或磨损，还表现出结构稳定性，因此即使在移植到体内的状态下也能长期稳定保持，原因在于金属离子被植入聚合物表面和距表面一定的深度而无界面，以形成金属氧化物，不同于通过简单沉积金属涂覆的基材。
24.本发明提供一种制造具有金属化表面的人造血管移植物的方法，该人造血管移植物包含膨体聚四氟乙烯(eptfe)样品和无界面植入eptfe样品表面的生物活性金属，该方法包括在惰性气体的存在下对生物活性金属靶材施加负电压，同时对其上放置有eptfe样品的固定板施加用于偏置的负电压，从而通过生物活性金属靶材和eptfe样品之间形成的电位差加速生物活性金属阳离子，作为通过在预定反应条件下使用生物活性金属靶材进行等
离子体蚀刻将生物活性金属无界面植入eptfe表面的步骤。
25.本发明的制造方法中使用的生物活性金属可以是如下材料：其在等离子体生成过程中形成的离子对具有相对低比重的聚合物基材的表面进行蚀刻，以引起表面的形状变化，同时，一起形成的原子沉积在表面上并保持以改变表面的化学成分。生物活性金属的非限制性实例包括钽、铌、钨、铼、锇、铱、铪、铂或金。优选地，生物活性金属可以是钽，但不限于此。钽是表现出明显的高抗腐蚀性能和耐磨性的材料，是生物相容性材料，以自身或合金形式，被多方面用作电池和电子设备的抗腐蚀材料、以及用作插入人体的植入物或类似物、或者用于对这些涂覆。
26.在本发明的制造方法中，施加到生物活性金属靶材的电压可以是等于或超过开始从生物活性金属靶材中发射金属阳离子的阈值电压的负电压。例如，当使用钽作为靶材时，可以施加10v至500v范围内的负电压，但电压不限于此，并且可以考虑使用的生物活性金属种类和产生离子的可能性来选择。
27.此外，施加到其上放置有eptfe样品的固定板的用于偏置的负电压可以是高于施加到生物活性金属靶材的负电压的负电压，例如，可以施加500v至2000v范围内的负电压。
28.通过对其上放置有eptfe样品的固定板施加用于偏置的负电压，即高于施加到生物活性金属的电压的负电压，就有可能将从生物活性金属靶材中产生的生物活性金属阳离子加速朝向eptfe样品，并促使金属离子植入eptfe样品的表面。
29.在本发明的制造方法中，为了最大限度地提高植入eptfe样品表面的生物活性金属的含量，可以调整生物活性金属靶材和其上放置有eptfe样品的固定板之间的距离，这些靶材和样品相互隔开的间隔可以为5cm至15cm，但距离不限于此。
30.例如，本发明的制造方法可以使用配备有直流电源单元的直流磁控溅射系统进行，该直流电源单元连接至生物活性金属靶材和其上放置有eptfe样品的固定板中的每一个，但不限于此。
31.优选地，等离子体蚀刻可以使用基于溅射的设备进行，该设备配备有真空室，其包括放置在其中相互隔开的生物活性金属靶材和eptfe样品；以及连接至生物活性金属靶材和eptfe样品中的每一个的直流电源单元。优选地，通过对隔开以相互面对的生物活性金属靶材和eptfe样品施加负电压，但对eptfe样品施加的负电压高于施加于生物活性金属靶材的电压，可以将由电压梯度产生的生物活性金属离子和原子加速朝向eptfe样品。
32.可将惰性气体注入真空室以提供等离子体过程所需的预定压力并保持该预定压力。氩气可用作惰性气体，但惰性气体不限于此。压力可以是0.5
×
10-2
托(torr)至5
×
10-2
托，但不限于此，并且本领域的技术人员可以适当选择。
33.通过上述条件下的选择性等离子体刻蚀，可以将具有生物活性的金属离子植入eptfe表面和一定深度，例如距表面1nm至100nm的深度，而没有与聚合物的界面。
34.本发明的制造方法中使用的eptfe样品可以是平坦的样品，其厚度与最终提供的人造血管移植物的厚度相同，且宽度和长度均等于或大于待提供的人造血管移植物的内部直径和长度。
35.因此，本发明的制造方法可以进一步包括下述步骤：将eptfe样品弯曲成血管形状使得植入生物活性金属的表面朝内，以及在植入生物活性金属的步骤之后缝合或粘合eptfe样品。特别地，植入生物活性金属的eptfe样品优选为平坦的，因为本发明的制造方法
的特点在于待改性的eptfe表面以及待植入的生物活性金属靶材需要以预定的间隔相互隔开。例如，将具有所需尺寸和/或长度的eptfe管沿圆柱方向切割并展开，将生物活性金属植入展开的eptfe的内表面，然后将展开的eptfe再次缝合或粘合成管状，以恢复管形，或者将生物活性金属植入平坦的eptfe基材，然后将平坦的eptfe基材弯曲成血管的形式，使得植入生物活性金属的表面朝内，并将弯曲的eptfe基材缝合或粘合，这样可以制造出人造血管移植物，但人造血管移植物并不限于此。此时，待制造的人造血管移植物的厚度可为0.01mm至0.2mm，但不限于此。更具体地说，人造血管移植物的厚度和/或直径可以考虑移植人造血管移植物的血管缺陷的血流速率、血压和血管厚度进行调整。
36.将植入生物活性金属的平坦的eptfe基材弯曲成血管形状的过程可以使用用于血管的医疗设备(例如塑料套管)进行，但不限于此。此时，可以考虑待制造的人造血管移植物的直径来选择塑料套管的尺寸。
37.为了提供侧面封闭以防止血液渗漏的管状人造血管移植物，可将弯曲成血管形状的基材的两个边缘相互缝合或粘合在一起。缝合可以使用任何能够缝合人造血管移植物的方法和/或手段进行，例如使用缝合线进行缝合。用于缝合的缝合线结扎血管以达到止血效果，或在受损组织愈合之前起到支撑组织的作用，因此要求其具有惰性以使得不与组织发生反应，具有柔韧性，不损害组织，并且不作为异物。作为这种缝合线，可以使用选自蚕丝、尼龙、薇乔(vicryl)、普理灵(prolene)和达可纶(dacron)中的一种或多种。由于蚕丝不容易滑落，在缝合过程中蚕丝只系3到4次，结就很难解开，而且蚕丝价格低廉，可用于皮肤缝合和肠缝合、广泛的筋膜缝合等。尼龙的成分是聚酰胺聚合物，有两种类型的尼龙：单丝和复丝。大多使用单丝尼龙，厚度随着第一个数字的增大而变薄。对于缝合，可以使用6-0至10-0的单丝尼龙，但缝合线不限于此。同时，可以使用任何能够用于活体组织的粘合剂粘合人造血管移植物的方法和/或手段来进行粘合。作为用于活体组织的粘合剂，可以使用但不限于在各种医学领域中(如显微外科、血管外科、肺部外科、整形外科、骨科和牙科)用于固定组织、缝合伤口、止血和防止漏气等的材料。粘合剂是在体内使用的，因此要求是可生物降解的，并且不具有毒性或风险性。粘合剂旨在作为人造血管移植物插入体内，由于移植后粘合剂暴露在体液或血液的潮湿条件下，很难获得足够的粘合强度，要求粘合剂表现出快速粘合和生物相容性等特性，因此只能使用有限的材料。作为这种用于活体组织的粘合剂，可以使用选自纤维蛋白胶、明胶、聚氨酯基粘合剂和氰基丙烯酸酯基粘合剂中的一个或多个。
38.本发明提供一种具有金属化表面的人造血管移植物，其包含eptfe基材；以及无界面植入eptfe基材表面的生物活性金属。
39.本发明的具有金属化表面的人造血管移植物可以通过选择性等离子体蚀刻的方式制造，但不限于此。
40.具体地，本发明的人造血管移植物可以通过上述制造方法制造，但不限于此。
41.以这种方法制造的人造血管移植物可以是其中生物活性金属植入距eptfe表面1nm至100nm深度的人造血管移植物。当生物活性金属植入层的厚度薄至小于1nm时，可能难以达到预期的改善血液相容性的效果，然而，由于当生物活性金属植入层形成为超过100nm的深度时，强度增加，因此可能很难将人造血管移植物用作需要展现柔韧性的血管。
42.如上所述，在本发明的人造血管移植物中，生物活性金属离子被无界面植入eptfe
表面。在这种情况下，距离eptfe表面10nm以内的生物活性金属的含量平均为1原子％(at％)至50原子％，而且生物活性金属的含量随着距离eptfe表面的深度而减少。如上所述，由于本发明的人造血管移植物eptfe基材中含有金属离子而无界面，其含量梯度具有随着距离最外表面的深度增加而减少的模式，当人造血管移植物暴露在外部刺激或潮湿条件下、以及插入体内的血流，金属层不会剥落，而是保持恒定的金属含量，因此，人造血管移植物的结构稳定，即使经过很长一段时间也能保持改善的性能。
43.例如，与其中未植入生物活性金属的eptfe基材相比，本发明的人造血管移植物表现出改善的血液兼容性。具体地，在本发明的人造血管移植物中，与其中未植入生物活性金属的eptfe基材相比，血管内皮细胞的粘附、增殖或者粘附和增殖两者可以增加，而活化血小板的粘附、增殖或者粘附和增殖两者可以减少。在本发明的一个具体实施方案中，已经证实，与未处理的eptfe相比，在通过本发明的选择性等离子体蚀刻方式植入钽离子的eptfe表面上培养血管内皮细胞时，细胞粘附和增殖率显著提高。当分配和培养血小板时，在同一时间内，发现通过丝状伪足(filopods)广泛粘附的活化血小板在未处理的eptfe表面以高密度粘附和增殖，但在通过本发明的选择性等离子体蚀刻方式植入钽离子的eptfe表面，观察到粘附的血小板数量非常少，这些血小板确定为保持盘状的非活化血小板(图5和6)。
44.如上所述，本发明的人造血管移植物可以通过缝合或粘合移植到体内缺陷血管部位。例如，本发明的人造血管移植物可以通过本领域已知的非限制性缝合方法使用缝合线与血管缺损缝合，或通过本领域已知的非限制性粘接方法使用用于活体组织的粘合剂与血管缺损粘接。在这种情况下，可使用的缝合线和/或用于活体组织的粘合剂的类型如上所述。
45.根据本发明的人造血管移植物可以进一步包含抗血栓成分。作为抗血栓成分，可非限制地使用市售的抗血栓成分。例如，抗血栓成分可以通过将eptfe浸泡在含有抗血栓成分(例如4-己基间苯二酚)的溶液中而载入eptfe的孔隙中，但不限于此。
46.实施例
47.在下文中，将参照实施例更详细地描述本发明。这些实施例是为了更详细地解释本发明，本发明的范围不受这些实施例的限制。
48.对比例1:制备未处理的eptfe
49.购买w.l.gore&associates公司出售的医用eptfe人造血管移植物(gore-tex,stretchable vascular grafts)，并将其加工成10mm
×
10mm的尺寸，以方便后续实验。
50.实施例1:制备具有通过选择性等离子体蚀刻处理的表面的eptfe
51.为了通过选择性等离子体蚀刻将钽离子作为生物活性金属植入根据对比例1制备的尺寸为10mm
×
10mm的eptfe样品的表面，将eptfe样品和钽靶材置于直流磁控溅射(dc magnetron sputter)的真空室中，eptfe样品和钽靶相互隔开约15cm，然后引入氩气作为溅射气体以在室内形成等离子体，并使真空度形成到约10-2
托的程度。此后，对钽靶材(纯度99.99％)施加负电压以在真空室内形成等离子体，同时，对其上放置有eptfe样品的固定板施加更高的负电压以在靶材和固定板之间形成电位差。由于电位差引起的电吸引，钽离子被加速到固定板，与eptfe样品的表面发生碰撞并被植入eptfe样品的表面，最终得到其中植入钽离子的具有金属化表面的eptfe。此时，对钽靶材施加的电压为500v或更低，且处理总共在1分钟内完成。
52.实验例1：确认钽离子-植入的eptfe的表面结构的变化，该eptfe具有通过选择性等离子体蚀刻处理的表面
53.为了确认根据本发明通过选择性等离子体蚀刻进行表面处理之前(对比例)和之后(实施例)的eptfe的表面结构的变化，在场发射扫描电子显微镜(field emission-scanning electron microscope；fe-sem)下观察eptfe的表面结构，结果如图1所示。如图1所示，从对比例和实施例的高倍放大率图像中已经证实，未处理的eptfe的多孔结构被稳定地保持，表面结构没有因为通过选择性等离子体蚀刻进行表面处理而有任何变化。
54.实验例2：通过选择性等离子体蚀刻表面处理的钽离子-植入的eptfe表面上的化学结构鉴定
55.为了鉴定实验实施例1中确认的通过选择性等离子体刻蚀植入钽离子而导致的表面上化学物种的变化，通过x射线光电子能谱(x-ray photoelectron spectroscopy；xps)确认根据对比例1和实施例1制备的样品的表面原子的化学键状态和组成，结果如图2所示。如图2所示，除了碳、氧和氟之外，在未处理的eptfe样品的对比例中没有检测到任何原子，但在通过选择性等离子体蚀刻植入钽离子的eptfe样品的实施例中额外检测到钽原子(4.04％)。
56.实验例3：通过选择性等离子体蚀刻表面处理的钽离子-植入的eptfe表面亲水性的确认
57.为了确认根据选择性等离子体蚀刻进行表面处理的eptfe表面的特性的变化，亲水性(聚合物基材的一种代表性表面特性)得到了确认。具体地，测量了对比例1和实施例1的样品的钽-植入表面上的水接触角，结果如图3所示。如图3所示，对比例，即未处理的eptfe样品，被证实是高度疏水性的，具有明显高的水接触角，约为133
°
，但实施例，即通过选择性等离子体蚀刻植入钽离子的eptfe样品，其水接触角明显下降，约为96
°
。这表明，通过选择性等离子体蚀刻进行表面处理，疏水的eptfe表面被赋予了亲水性。
58.实验例4：血管内皮细胞在通过选择性等离子体蚀刻处理的钽离子-植入的eptfe表面的粘附和增殖的评价
59.为了确认通过选择性等离子体蚀刻的表面处理对eptfe表面的血液相容性的影响，在对比例1和实施例1的样品上分配了血管内皮细胞(endothelial cell)，并通过已知的方法进行了培养，用共聚焦显微镜(confocal microscope)确认细胞在基材上的粘附和增殖程度。具体地，分别在对比例和实施例的未处理的表面和通过选择性等离子体蚀刻处理的表面上分配和培养血管内皮细胞(atcc，crl-1730)，在第1天和第7天观察粘附到表面的细胞形态，结果如图4所示。如图4所示，在未处理的eptfe样品上培养血管内皮细胞即使到第7天，其增殖程度也很轻微(对比例)，这被认为是由于未处理的eptfe表面的高疏水性。另一方面，在培养7天后，观察到通过选择性等离子体蚀刻处理的eptfe表面上血管内皮细胞的增殖明显增加，并且这些细胞均匀地分布在整个表面并粘附。这可能是由于通过选择性等离子体蚀刻的表面处理赋予表面的亲水性。
60.实验例5：在通过选择性等离子体蚀刻处理的钽离子-植入的eptfe表面上血小板的粘附倾向和密度的评价
61.为了确认通过选择性等离子体蚀刻的表面处理对eptfe表面的血液相容性的影响，通过fe-sem确认对比例1和实施例1的样品上血小板的粘附倾向和密度，结果如图5和6
所示。具体地，将从健康人血液中提取的血小板分配到未处理的表面和通过选择性等离子体蚀刻处理的表面上，并培养1小时，观察到血小板粘附到表面。如图5所示，在未处理的eptfe样品(对比例)上观察到均匀粘附到整个区域的血小板，用高倍放大率图像观察这些血小板的粘附形式，证实这些血小板是牢固粘附到基材表面的活性血小板。另一方面，在通过选择性等离子体蚀刻处理的eptfe表面上观察到的粘附血小板的数量明显少，用高倍放大率图像观察这些粘附的血小板，证实是非活化血小板。如图6所示，从这些图像中定量计算出粘附的血小板的密度，结果是，在具有通过本发明的选择性等离子体蚀刻处理的表面的基材中，粘附的血小板的密度下降到未处理的eptfe中粘附的血小板的密度的约1/6。这表明，与未处理的eptfe相比，具有根据本发明的选择性等离子体蚀刻处理的表面的eptfe可以明显减少血栓形成和/或血液凝固。