JP2011147810A - インプラント - Google Patents

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Abstract

【課題】インプラントに、バイオフィルムの形成ならびに血栓の形成をともなう血液凝集の活性化を強力に低減した表面を装備する。
【解決手段】インプラント基材が、コーティング材料の薄層でコートされていることを特徴とするインプラントであって、該コーティング材料が、周期系のＩＶ Ａ族の１種以上の金属（Ｍ）、窒素（Ｎ）および酸素（Ｏ）の化合物を含み、該コーティング材料において２〜４５％の体積が、大きさが（０．４ｎｍ）3〜（５０ｎｍ）3の範囲のボイドにより形成され、残部体積は、周期系のＩＶ Ａ族の金属：窒素：酸素が１：（０．１〜１．７）：（０．１〜１．７）である組成物からなり、式ＭＮxＯy（式中ｘ、ｙ＝０．１〜１．７）を有する材料となっていることを特徴とする、インプラントによって解決される。
【選択図】図１

Description

本発明は、請求項１の前文に示された種類のインプラントに関する。
様々な人工材料が、診断および治療（カテーテル、プローブ、センサー、ステント、人工心臓弁、気管内のチューブ等）の為に短期間または相対的に長期間のインプラントとして人体に導入されている。これらのインプラントのための該材料の選択は、インプラントのある機能を保証することを必要とする安定性および外形に依存する。該機能をなすこれらの要求を満たすため、これらの材料が生体適合性であるかどうかという事実に満足のいく顧慮をすることがしばしば不可能である。それゆえに、これらのインプラントが血液および組織と適合性があるコーティングにより作られる該材料を改良することが有益である。凝集系を少ない程度のみで活性化し、内在性の防御反応をほとんど生じない、従って、インプラントの表面上の血栓およびバイオフィルムの付着物を減らすようなコーティングが要求される。コーティングは、例えば、血管プロテーゼ、ステントまたは人工心臓弁等、直接血流に導入されるすべての材料に有益であるが、例えば心臓ペースメーカーもしくは細動除去器等の組織に接触する多くのインプラント、または例えば、胆管ドレーン、それぞれ尿および脳脊髄液を排出するカテーテル等の体液に接触する他の全てのインプラント、または気管内の蘇生チューブ等にも有益である。インプラントの血液適合性はこれらの表面の性質により明白に影響される。血栓の形成を避けるために（「抗トロンボゲン形成」）、例えば、ほとんどない深度の粗さは、それぞれ、血液および凝集系の活性化に関与するものの血球組成物の付着および破壊を妨げるために必要である。さらに、凝集−特異的タンパク質とインプラント表面の間の直接の電荷交換過程を避けなければならない。
これらの要求を満たす心臓弁の共通材料として熱分解性炭素から作られたコーティングを使用することは公知である。さらに、凝集−特異的タンパク質とインプラント表面の間の電荷交換過程を妨げるために、インプラントコーティングとして半導体材料、例えば、ＳｉＣ：Ｈ等の使用が公知である（Ａ．Ｂｏｌｚ，Ｍ．Ｓｃｈａｌｄａｃｈ，「ハイブリッド構造化によるインプラントのヘム適合性最適化（Ｈａｅｍｏｃｏｍｐａｔｉｂｉｌｉｔｙ ｏｐｉｍｉｓａｔｉｏｎ ｏｆ ｉｍｐｌａｎｔｓ ｂｙ ｈｙｂｒｉｄ ｓｔｒｕｃｔｕｒｉｎｇ）」，Ｍｅｄ．＆ Ｂｉｏｌ．＆Ｃｏｍｐｕｔ．，１９９３，３１，１２３−１３０頁）。さらに、コーティングとしてＴｉ6Ａｌ4Ｖを使用することが公知である（Ｉ．Ｄｉｏｎ，Ｃ．Ｂａｑｕｅｙ，Ｊ．−Ｒ．Ｍｏｎｔｉｅｓ，Ｐ．Ｈａｖｌｉｋ，「Ｔｉ6Ａｌ4Ｖ合金のヘム適合性（Ｈａｅｍｏｃｏｍｐａｔｉｂｉｌｉｔｙ ｏｆ Ｔｉ6Ａｌ4Ｖ ａｌｌｏｙ）」，Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ，４巻，１９９３，１２２−１２６頁）。大多数のプラスチックもポリマー化学の分野で非接着性の表面を製造するために研究されている。そのうえこの分野では、該問題点は未だに満足に解決されていない（Ｒ．Ｆ．Ｂｒａｄｙ Ｊｒ．，「非粘着性末端になること（Ｃｏｍｉｎｇ ｔｏ ａｎ ｕｎｓｔｉｃｋｙ ｅｎｄ）」，Ｎａｔｕｒｅ，３６８巻，１９９４，１６−１７頁）。
炭素コーティングおよび多孔性の構造を有するインプラントは表面の性質をなす要求を満たすが、それらは、固体の占有されていない段階への占有された価電子帯様段階のトンネルにより生じた電子移動が、血液中のフィブリノーゲンの切断を導くという欠点を有する。生じたフィブリンモノマーは重合し、非可逆的血栓に導く。ルチルセラミックスから作られたインプラントはこれらの電荷交換過程を妨げるが、高い製造コストのため、それらは一連の製造のために用意されなかった。アモルファス炭素（ＳｉＣ：Ｈ）から作られたコーティングを有するインプラントは安価な手段で製造することができるが、この材料の欠点は、ある適用への高い耐久性を有さないことにある。この材料は、現実に、付加的な問題点として基材の高い加熱を必要とするＣＶＤ法により製造され、そのために、熱感受性の基本材料の多くに対して適用をより困難にする。さらに、この材料は固定したバンドギャップおよび低い伝導度を有する。両方の性質は、血栓を防止するよりむしろ血栓の形成を導く。
Ａ．Ｂｏｌｚ，Ｍ．Ｓｃｈａｌｄａｃｈ，「ハイブリッド構造化によるインプラントのヘム適合性最適化（Ｈａｅｍｏｃｏｍｐａｔｉｂｉｌｉｔｙ ｏｐｉｍｉｓａｔｉｏｎ ｏｆ ｉｍｐｌａｎｔｓ ｂｙ ｈｙｂｒｉｄ ｓｔｒｕｃｔｕｒｉｎｇ）」，Ｍｅｄ．＆ Ｂｉｏｌ．＆Ｃｏｍｐｕｔ．，１９９３，３１，１２３−１３０頁 Ｉ．Ｄｉｏｎ，Ｃ．Ｂａｑｕｅｙ，Ｊ．−Ｒ．Ｍｏｎｔｉｅｓ，Ｐ．Ｈａｖｌｉｋ，「Ｔｉ6Ａｌ4Ｖ合金のヘム適合性（Ｈａｅｍｏｃｏｍｐａｔｉｂｉｌｉｔｙ ｏｆ Ｔｉ6Ａｌ4Ｖ ａｌｌｏｙ）」，Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ，４巻，１９９３，１２２−１２６頁 Ｒ．Ｆ．Ｂｒａｄｙ Ｊｒ．，「非粘着性末端になること（Ｃｏｍｉｎｇ ｔｏ ａｎ ｕｎｓｔｉｃｋｙ ｅｎｄ）」，Ｎａｔｕｒｅ，３６８巻，１９９４，１６−１７頁
それゆえに、本発明の目的は、前記種類のインプラントに、バイオフィルムの形成ならびに血栓の形成をともなう血液凝集の活性化を強力に低減した表面を装備することにある。
本目的は請求項１記載のインプラントにより達成される。好適な態様は従属請求項に従う。さらに、該問題点は請求項１７の特徴により解決される。
本発明の意味するインプラントは動物もしくはヒトの体に埋め込まれるか、またはそれぞれ相対的に長期基準および短期基準にそれらの中に挿入されるかまたは動物もしくはヒトの体に取り付けられることができる全ての装置または全ての手段が含まれる。以下の例が述べられる：カテーテル、プローブ、センサー、ステント、人工心臓弁、気管内のチューブ、心臓のペースメーカー等。
インプラントをコーティングするための材料、即ち、コーティング材料は、周期系のＩＶ Ａ族の１種以上の金属、窒素および酸素を（０．４ｎｍ）3〔＝０．０６４ｎｍ3〕から（５０ｎｍ）3〔＝１２５０００ｎｍ3〕、好ましくは（０．４ｎｍ）3から（２０ｎｍ）3の大きさの範囲のボイド（ｖｏｉｄ）で形成される体積の２〜４５％、好ましくは１０〜４３％、特に好ましくは２０〜３５％で含む。しばしば文献（例えば、Ｊｏｈｎ Ａ．Ｔｈｏｒｎｔｏｎ，スプッター−蒸着コーティングの微小構造（Ｔｈｅ ｍｉｃｒｏｓｔｒｕｃｔｕｒｅ ｏｆ ｓｐｕｔｔｅｒ−ｄｅｐｏｓｉｔｅｄ ｃｏａｔｉｎｇｓ），Ｊ．Ｖａｃ．Ｓｃｉ．Ｔｅｃｈｎｏｌ．Ａ４ （６），１９８６，３０５９−３０６５頁）に記載され、カラムナーフィルムグロース（Ｋｏｌｕｍｎａｒｅｓ Ｓｃｈｉｃｈｔｗａｃｈｓｔｕｍ ｇｅｂｉｌｄｅｔ）により形成されるギャップは、これらのボイドにより示されない。したがって、それは、関係するカラム間の公知のギャップではなく、むしろ、これらのカラム内のボイドである。これらの真のボイドは、本発明に特異的な性質を生じる。コーティング材料の残部体積（９８〜５５％、好ましくは９０〜５７％、特に好ましくは８０〜６５％）は、１：（０．１〜０．７）：（０．１〜１．７）、好ましくは１：（０．４〜１．２）：（０．１〜１．２）のような周期系のＩＶ Ａ族の金属：窒素：酸素の組成を有する。材料の式はＭＮxＯyであり、「Ｍ」は周期系のＩＶ Ａ族の金属であり、ｘおよびｙは、それぞれ０．１〜１．７の値を示す。前記の比はそれぞれ粒子数および分子比に関連する。周期系のＩＶ Ａ族の金属は、チタニウム、ジルコニウムまたはハフニウムまたは２種もしくは３種の金属の混合物であり、好ましくはチタニウムである。
ボイドの大きさに関しては、それらは、より低い範囲で生じる、即ち、それらは好ましくは（１５ｎｍ）3以下が好ましい。材料の「残部体積」は、好ましくは、ＭＮx（ｘ＝０．７〜１．２）、ＭＯx（ｘ＝０．７〜１．２）、Ｍ−Ｏ系のマグネリ層（ＭｎＯ2n-1）、ＭＯ2、Ｍ2Ｎ（ここで、Ｍ＝周期系のＩＶ Ａ族の金属）ならびに周期系のＩＶ Ａ族の金属の炭素化合物の約０〜３０％、好ましくは０．５〜５％からなる群より選ばれる１種以上の化合物からなる。これらの好ましく付加的に含有された炭素化合物により、コーティングの使用可能なスペクトラムが拡張し、安定性は増加し、それは、例えば尿カテーテルの場合に示された。不純物として少量のチタニウムカーバイドは、通常妨害しないが、それらは該コーティングのより安価な製造を許容する。化学層が好ましくは、結晶型またはアモルファス型中のコーティング材料に存在してもよいという可能性は、血液の血球成分の付着および破壊を妨げ、そのため凝集系の関与する活性化が妨げられる。それゆえにコーティング材料が血栓の形成を妨げる、即ち、「抗トロンボゲン形成」性質を示す。
ボイドのフラクタルサイズ分布を導く可能性は、使用されるもの、例えば、ペースメーカー電極のような表面の本質的な拡張を許容する。より大きな表面は電気的なインピーダンスの低下および従ってより長いペースメーカーバッテリーの供給寿命を許容する。
さらに、コーティング材料は好ましくは、０．０７０９ｎｍのＸ線波長の屈折率の有効部分が、０．９９９９９８４〜０．９９９９９７３の範囲であることを含む。コーティング材料の質量密度は、なるべくなら３．５〜５．４ｇ／ｃｍ3、好ましくは３．７〜４．５ｇ／ｃｍ3、さらに好ましくは３．８〜４．２ｇ／ｃｍ3の範囲である。
周期系のＩＶ Ａ族の金属に加えて、コーティング材料は付加的な金属としてニオビウム、タンタル、タングステン、モリブデンまたはそれらの合金も含んでよく、それはコーティングの腐食耐性に有利な効果を有する。
該材料が水素を含む可能性（溶解しているかまたは好ましくは結合型で）は、アモルファス層中において自由結合が飽和する事実を導く。これは生体適合性により好ましい電子状態分布をもたらす。
コーティングの厚さは好ましくは３ｎｍ〜３ｍｍ、より好ましくは１０ｎｍ〜２ｍｍ、特に好ましくは３０〜７１ｎｍの範囲である。
コーティングは好ましくは、比抵抗が３０〜３００００μΩ．ｃｍ、好ましくは１００〜６０００μΩ．ｃｍ、特に好ましくは２０００〜３０００μΩ．ｃｍの範囲を有する。比抵抗は、問題点なしで、ボイドフラクションまたはボイドポーションの選択により調整されうる。ボイドなしの材料の比抵抗に基づいて、ボイドが添加される時、それは増加する。例えば、ボイドポーションが３％である時、ＴｉＮ0.98Ｏ0.2の比抵抗は７０μΩ．ｃｍであり、ボイドポーションが４０％である時、６５０μΩ．ｃｍの値に増加する。
コーティングはインプラントとして適する基材上の薄層として配置される。この基材は、例えば、ポリエステル、ポリアミド、ポリウレタン（ＰＵＲ）、ポリエチレン（ＰＥ）、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）またはＤＡＣＲＯＮR等のプラスチックまたはモリブデン、銀、金、銅、アルミニウム、タングステン、ニッケル、クロム、ジルコニウム、チタニウム、ハフニウム、タンタル、ニオビウム、バナジウム、鉄もしくはそれらの混合物もしくはその合金等の金属から作られてもよい。薄層として形成されたコーティングは、好ましくは、その粗さが平均レベルからの偏差のランダムな分布により特徴付けられる粗い基材表面上に付けられ、この分布の標準偏差は０〜１５００ｎｍ、好ましくは、４０〜１２０ｎｍの範囲である。
コーティングは、１種以上の酸化物、好ましくはＳｉＯ2、ＴｉＯ2、ＺｒＯ2、ＨｆＯ2、Ａｌ2Ｏ3、Ｙ2Ｏ2、ニオビウム酸化物、モリブデン酸化物、タングステン酸化物およびタンタル酸化物からなる群より選ばれる少なくとも１種のさらに薄い層でさらにコートされてもよい。
好ましい態様において、増加した接着力をもたらす中間層が、基材とコーティングの間に提供される。この中間層は金属、好ましくは、クロム、銅、ニッケル、モリブデン、タンタル、ニオビウム、銀またはこれらの金属の合金、あるいは半導体を含有する。
特にインプラントを固定するが生理的な表面の形成を誘導することにも役に立つ内在性の細胞のグローイング−イン（ｇｒｏｗｉｎｇ−ｉｎ）は、材料表面の組成によりコントロールすることができる。表面コーティングは、異なる外形を有する多くの異なる基本材料（基材）、例えば、金属、プラスチック等に応用されうる。本発明によるインプラントの特に有利な点は、安価な製造ならびに選ばれた方法の機能として、コーティングがそれらの特別な構造のために加熱に耐性でない材料に応用することもできるという事実により示される。
コーティングはＣＶＤ法とＰＶＤ法の両方の手段により作られるが、特に好ましくはＰＶＤ法による。
とりわけ、下記の工程が本発明のインプラントの製造に適している。：周期系のＩＶ Ａ族の金属をインプラントとして適切な基材上に蒸着するが、酸化物、窒化物またはカーバイド化合物がＮ2、Ｏ2、ＣＨ4などの気体類および／または希ガス類の少なくとも１種を含有するガス雰囲気を維持することにより形成する。
この関係において、加熱可能または冷却可能な基材上の金属粒子の伝導性は全気圧ｐtot、蒸着率ｒ、基材温度Ｔsubおよび金属源とボイドの体積フラクションが２〜４５体積％であり、その大きさが（０．４ｎｍ）3〜（５０ｎｍ）3の範囲である基材間に存在する距離１を通じてコントロールされる。下記のように製造パラメーターを選択した：
− Ｔsub＝−５〜４００℃
− １＝０．０１〜１．５ｍ
− 導入した気体Ｎ2およびＯ2の分圧比：
（ＰN2／ＰO2）＝１〜２０００，
− Ｐtot＝２×１０-5ｈＰａ〜４×１０-2ｈＰａならびに
− ｒ＝０．０１〜６０ナノメーター／ｓ。
製造工程のために、ボイドポーションが予測できるように製造パラメーターを調整する必要がある。これは下記の手法によってなされうる：下記を、好ましくは１００〜２２０℃の範囲の基材温度および好ましくは０．５〜１．２ｍの範囲の蒸気源と該基材の距離１に適用する：
Ｋ＝Ｐtot・ｒ／１＝（１〜３）・１０-4 ｍＢａｒ ｎｍ／ｓｍおよび全気圧Ｐtotが０．７×１０-3ｈＰａ〜２×１０-2ｈＰａである場合、３４％のボイド体積フラクションを達成するであろう。
Ｋ＝Ｐtot・ｒ／１＝（０．２〜０．５）・１０-4 ｍＢａｒ ｎｍ／ｓｍの範囲に選択がなされたとき、２０％のボイド体積フラクションが達成される。
２０〜３４％間の体積フラクションが下記の等式によるＫの大きさを選ぶことにより調整されてもよい：
Ｋ＝（（０．０４〜０．２）所望のボイドポーション−０．７）・１０-4 ｍＢａｒ ｎｍ／ｓｍ。
このように、割合ｒ、全気圧Ｐtotおよび距離１の両方によって本発明の材料に所望のボイドポーションを得る可能性がある。
類推によって、以下に示すように、該層におけるボイド体積フラクションは、好ましくは２５０〜４００℃の範囲の基材温度、および好ましくは０．５〜１．２ｍの範囲の１に対して制御されうる：例えば、
Ｋ＝（６〜８）・１０-4 ｍＢａｒ ｎｍ／ｓｍおよび２×１０-2ｈＰａ〜４×１０-2ｈＰａの範囲のＰtotである場合、４０％のボイド体積フラクションが、達成される。Ｋ＝（０．８〜１．９）・１０-4 ｍＢａｒ ｎｍ／ｓｍの範囲でＫが選ばれた場合、ボイドの体積フラクションは２０％になる。体積フラクションの２０〜４０％の間に値を実現するために、Ｋは等式：
Ｋ＝（（０．１２〜０．３１）・所望のボイドポーション−０．４）・１０-4 ｍＢａｒ ｎｍ／ｓｍ
に従って選ばれなければならない。
その間にある体積フラクションは、それぞれの場合において、リニアーインターポレーションにより決定されることができる。小さいボイド体積フラクション（２〜２０％）は、０．０１〜０．１ｎｍ／ｓの小さい割合および１０-4〜２×１０-4ｍＢａｒの低い気圧で達成される。かなり大きいボイドポーション（４０％を超える）は、４×１０-2を越える高い全気圧により達成される。：これらの気圧では、材料は遊離化合物として存在する。コーティングは前記のインプラントとして適する基材上でもたされる。
プラスチックインプラントの場合、Ｔsubは、もちろん、プラスチックが変化しないように、すなわちＴsubは好ましくはプラスチックの変形温度より５〜２０ケルビン以下であるように選ばれなければならない。
コーティングは、この分野に精通する者にとって常識として、通常の真空蒸着で基材に蒸着される。
以前使用された材料と比較して、コーティング材料の有利な点は、特に、異なる状態（金属性、誘電性）の間に変化する可能性があることにある。結果として、材料の組成は体細胞、血液タンパク質成分または微生物をひきつける、あるいは遠ざける性質を持つように調整することができる。
該材料は、所望のように体積フラクションが増加または低下してもよいボイドポーションを有する。ボイドポーションによって、バンド構造は化学組成を変えること無しに要求へ適合させうる。このように、コーティング材料の肯定的な性質は、ボイドの大きさが（５０ｎｍ）3を超えると非常に急速に失われる。さらに、ボイドポーションのよく計算された選択により生細胞のグローイング−インもしくは接着を減少または増加させることができる。この関係について、（０．４ｎｍ）3〜（５０ｎｍ）3の範囲の前記記載のボイドに加えて、コーティングは（５００ｎｍ）3を超える、より大きいボイドも含むことが好ましい。このことは、一定の細胞構造中でのインプラントのグローイング（Ｅｉｎｗａｃｈｓｅｎ）またはコートされた表面上での細胞のグローイング（Ａｎｗａｃｈｓｅｎ）をも支持する。このことは、コートされるインプラント材料（すなわち、基材）が、粗い表面を有してもよいという事実により支持される。表面の粗さは、０〜１５００μｍの間であることが好ましい。
他の有利な点は、該材料が貯蔵物質、好ましくは今度は材料より絶えず放出される凝集を阻害する物質または抗生物質により供給されうる事実にある。
本発明のインプラントの表面コーティングは、前記材料が体積電荷の形成がフィブリノーゲンを活性化することを妨げる伝導率を有するため、特に有利である。さらに、前記コーティング材料はフィブリノーゲンからインプラントへの空間電流を許さない状態の電子密度を有する。本性質もフィブリノーゲンの活性化を妨げる。前記材料のこれらの肯定的な性質は、２つの方法により調整される：一方は、請求の範囲内のボイドを変えることにより、もう一方は、化学組成を変えることによる。両方の可能性は、コーティングの状態の電子密度が血液中のタンパク質の状態のエネルギーレベルにあることを達成するために役に立つ。さらに該コーティングが凝集特異的タンパク質およびインプラント表面の間に生じる電荷交換過程を防ぐような方法で開発することが好ましいことを証明する。
該インプラントは動物またはヒトの体への埋め込みまたは短期および／または長期の導入または接着に使用されうる。
本発明を、図を参考としてさらに詳しくここで述べる：
図１は、インプラントのコーティングを通した断面図を示す。 図２は、気管内のチューブの６つのコーティングのＵＰＳスペクトルを示す。 図３は、水に対する、ＴｉＮxＯyの三つの改良物の接触面の写真を示す（式中、ｘ＝１．０およびｙ＝１．１であるが、ボイドポーションは変化する）。（ａ）において、ボイドポーションは４０％であり、（ｂ）において、それは２２％であり、（ｃ）においては、それは３％である。接着性質はボイドポーションによりコントロールされる。
本発明を、実施例を参考としてさらに詳しくここで述べる。
実施例１：
基本材料チタニウムから作られた心臓弁プロテーゼの表面をＴｉＮxＯy（ｘ＝１．２およびｙ＝０．６；弾性反跳検出（ＥＲＤ）で測定した）のコーティングでコートした。以下に示すパラメーターを選択し、反応エバポレーションによりコーティングを製造した： 基材温度＝２５０℃、エバポレーターと基材間の距離＝４５ｃｍ、分圧比（Ｎ2対Ｏ2）＝１５００；全圧＝７×１０-4ｈＰａ；蒸着率＝０．２ｎｍ／ｓ。
コーティング材料中のボイドポーションは、およそ２８％であり、ボイドの大きさは（０．６ｎｍ）3〜（０．９ｎｍ）3の間であった。
図１は、コートされた心臓弁プロテーゼを通した断面図を示し、（１）は基本材料の表面を示し（２）はコーティングを示す。コーティング（２）は３μｍの厚さを有する。
実施例２
６つの気管内のチューブをコートした。下記のパラメーターの選択により、反応エバポレーションによってコーティングを製造した：基材温度＝２５０℃、エバポレーター（金属源）と基材間の距離＝４５ｃｍ；全圧＝７×１０-4ｈＰａ；蒸着率＝０．２ｎｍ／ｓ。供給された気体の分圧比（Ｎ2対Ｏ2）を変化させた。
コーティング材料のボイドポーションはおよそ２４％であり、ボイドの大きさは（０．６ｎｍ）3〜（０．９ｎｍ）3の間であった。
図２に示したＵＰＳスペクトルを、６つのコーティングから作成した。
グラフ（１）：ｘ＝０．５およびｙ＝１．４であるＴｉＮxＯyのコーティングは、弾性反跳検出（ＥＲＤ）で測定した。分圧比（Ｎ2対Ｏ2）は１２０であった。
グラフ（２）：ｘ＝０．９およびｙ＝１．２であるＴｉＮxＯyのコーティングを、弾性反跳検出（ＥＲＤ）で測定した。分圧比（Ｎ2対Ｏ2）は５００であった。
グラフ（３）：ｘ＝０．９およびｙ＝０．８であるＴｉＮxＯyのコーティングを、弾性反跳検出（ＥＲＤ）で測定した。分圧比（Ｎ2対Ｏ2）は９００であった。
グラフ（４）：ｘ＝０．９およびｙ＝０．２であるＴｉＮxＯyのコーティングを、弾性反跳検出（ＥＲＤ）で測定した。分圧比（Ｎ2対Ｏ2）は１２００であった。
グラフ（５）：ｘ＝１．４およびｙ＝０．３であるＴｉＮxＯyのコーティングを、弾性反跳検出（ＥＲＤ）で測定した。分圧比（Ｎ2対Ｏ2）は１６００であった。
グラフ（６）：ｘ＝１．５およびｙ＝０．１５であるＴｉＮxＯyのコーティングを、弾性反跳検出（ＥＲＤ）で測定した。分圧比（Ｎ2対Ｏ2）は２０００であった。
グラフ（２）〜（６）に基づくコーティングは、明らかに、伝導率と相関するＦｅｒｍｉレベルを示す。
実施例３
ＴｉＮxＯy（ｘ＝１．０およびｙ＝１．１）の３つの異なるコーティング材料を、真空蒸着によって気管内のチューブに適用し、３つのコーティングの接触面の写真を作成した。結果は図３に示す。（ａ）は４０％のボイドポーションを有する試料の写真であり、（ｂ）は２２％のボイドポーションを有する試料のものであり、（ｃ）は３％のボイドポーションを有する試料のものである。
コーティングの製造のために選ばれたパラメーターは：
− ４０％のボイドポーションを有する試料においては：
金属源と基材間の距離＝７０ｃｍ
基材温度Ｔsub＝３００℃
分圧比（ＰN2／ＰO2）＝１２００
蒸着率ｒ＝０．０１ｎｍ／ｓ
全気圧＝２×１０-2ｈＰａ
（０．８ｎｍ）3〜（２．８ｎｍ）3の間のボイドの大きさを生じた。
− ２２％のボイドポーションを有する試料においては：
金属源と基材間の距離＝７０ｃｍ
基材温度Ｔsub＝３００℃
分圧比（ＰN2／ＰO2）＝１２００
蒸着率ｒ＝０．２５ｎｍ／ｓ
全気圧＝８×１０-4ｈＰａ
（０．６ｎｍ）3〜（０．９ｎｍ）3の間のボイドの大きさを生じた。
− ３％のボイドポーションを有する試料においては：
金属源と基材間の距離＝７０ｃｍ
基材温度Ｔsub＝３００℃
分圧比（ＰN2／ＰO2）＝１２００
蒸着率ｒ＝０．７ｎｍ／ｓ
全気圧＝２×１０-4ｈＰａ
（０．４ｎｍ）3〜（０．８ｎｍ）3の間のボイドの大きさを生じた。
図３に示したように、コーティングの接着性質はボイドポーションを変化させることによりコントロールしうる。

Claims (17)

  1. インプラント基材が、コーティング材料の薄層でコートされていることを特徴とするインプラントであって、該コーティング材料が、周期系のＩＶ Ａ族の１種以上の金属（Ｍ）、窒素（Ｎ）および酸素（Ｏ）の化合物を含み、該コーティング材料において２〜４５％の体積が、大きさが（０．４ｎｍ）3〜（５０ｎｍ）3の範囲のボイドにより形成され、残部体積は、周期系のＩＶ Ａ族の金属：窒素：酸素が１：（０．１〜１．７）：（０．１〜１．７）である組成物からなり、式ＭＮxＯy（式中ｘ、ｙ＝０．１〜１．７）を有する材料となっていることを特徴とする、インプラント。
  2. コーティング材料が下記の１種以上の化合物からなることを特徴とする、請求項１記載のインプラント：
    − ｘ＝０．７〜１．２であるＭＮx、
    − ｘ＝０．７〜１．２であるＭＯx、
    − Ｍ−Ｏ系のマグネリ層（Ｍａｇｎｅｌｌｉ−Ｐｈａｓｅｎ）
    （ＭnＯ2n-1）
    − ＭＯ2
    − Ｍ2Ｎ
    式中、Ｍは周期系のＩＶ Ａ族の金属である。
  3. コーティング材料が周期系のＩＶ Ａ族の金属の炭素化合物の少量を含有することを特徴とする、請求項１または２いずれか記載のインプラント。
  4. 化合物が結晶型またはアモルファス型でコーティング材料中に生じることを特徴とする、請求項１〜３いずれか記載のインプラント。
  5. ０．０７０９ｎｍの波長のＸ線に対するコーティング材料の屈折率の実効部分（Ｒｅａｌｔｅｉｌ）が、０．９９９９９８４〜０．９９９９９７３の範囲であることを特徴とする、請求項１〜４いずれか記載のインプラント。
  6. コーティングの質量密度が３．５〜５．４ｇ／ｃｍ3の範囲であることを特徴とする、請求項１〜５いずれか記載のインプラント。
  7. 周期系のＩＶ Ａ族の金属に加えて、ニオビウム、タンタル、タングステン、モリブデンまたはこれらの金属の合金も含まれることを特徴とする、請求項１〜６いずれか記載のインプラント。
  8. コーティング材料が水素を含有することを特徴とする、請求項１〜７いずれが記載のインプラント。
  9. 基材上のコーティング材料の層の厚さが３ｎｍ〜３ｍｍの範囲であることを特徴とする、請求項１〜８いずれか記載のインプラント。
  10. 比抵抗が３０〜３０００００μΩｃｍの範囲であることを特徴とする、請求項１〜９いずれか記載のインプラント。
  11. コーティング材料を、粗い基材表面上に薄層として適用することを特徴とし、その粗さが、平均レベルからの偏差のランダムな分布および、０〜１５００μｍの分布範囲の標準偏差により特徴付けられる、請求項１〜１０いずれか記載のインプラント。
  12. 該薄層が、ＳｉＯ2、ＴｉＯ2、ＺｒＯ2、ＨｆＯ2、Ａｌ2Ｏ3またはＹ2Ｏ2、並びにニオビウム酸化物、モリブデン酸化物、タングステン酸化物またはタンタル酸化物からなる群より選ばれる１種以上の酸化物からなる少なくとも１種のさらに薄い層でコートされることを特徴とする、請求項１〜１１いずれか記載のインプラント。
  13. 少なくとも１種のさらに薄い層が、好ましくは金属または半導体から作られ、基材およびコーティング間に導入することを特徴とする、請求項１〜１２いずれか記載のインプラント。
  14. コーティング材料を、モリブデン、銀、金、銅、アルミニウム、タングステン、ニッケル、クロム、ジルコニウム、チタニウム、ハフニウム、タンタル、ニオビウム、バナジウム、鉄およびそれらの混合物またはそれらの合金からなる金属性基材上に適用させることを特徴とする、請求項１〜１３いずれか記載のインプラント。
  15. コーティング材料を、ポリエステル、ポリアミド、ポリウレタン（ＰＵＲ）、ポリエチレン（ＰＥ）、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）またはＤＡＣＲＯＮRからなるプラスチック基材に適用させることを特徴とする、請求項１〜１３いずれか記載のインプラント。
  16. （０．４ｎｍ）3〜（５０ｎｍ）3の範囲のボイドに加えて、コーティング材料が（５００ｎｍ）3より大きいボイドも有することを特徴とする、請求項１〜１５いずれか記載のインプラント。
  17. 動物またはヒトの体への埋め込み、導入または接着のための、請求項１〜１６いずれか記載のインプラントの使用。
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