JP4913370B2 - Medical material and method for producing the same - Google Patents
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本発明は、医療材料及びその製造方法に関する。さらに詳しくは、本発明は、ニッケル合金、特にニッケル・チタン合金の優れた物理的化学的特性を備え、材料表面のニッケル含有量が低く、生体又は体液に接触したとき、ニッケルが溶出するおそれが少ない安全性に優れた医療材料に関する。 The present invention relates to a medical material and a manufacturing method thereof. More specifically, the present invention has excellent physical and chemical properties of nickel alloys, particularly nickel / titanium alloys, has a low nickel content on the surface of the material, and nickel may elute when contacted with a living body or body fluid. It relates to medical materials with excellent safety.
医療行為において、患者の体内に留置されるステント、ペースメーカーなどや、短期的に使用されるガイドワイヤー、血栓フィルターなどの各種の金属製の医療材料が用いられる。これらの医療材料に用いる金属材料として、物理的化学的特性や、生体適合性の面から、従来よりさまざまな材料が検討されている。
ＳＵＳ３０４、ＳＵＳ３１６などのオーステナイト系ステンレス鋼は、安価で加工性の良好な材料であり、人体への長期埋め込みの実績もあるが、ニッケルが溶出するおそれがあり、長期埋め込み後の生体適合性が問題となっている。また、形状記憶性や超弾性がなく、低侵襲手術では使いにくい。チタン及び４Ａｌ６Ｖなどのチタン合金は、生体適合性が良好であり、埋め込み材料としては最適であるが、加工性が悪く、形状記憶性や超弾性がないために、低侵襲手術では使いにくい。ニッケルとチタンの原子比が５０：５０に近いニッケル・チタン合金は、強度、耐疲労性、耐食性などに優れ、変態点を選ぶことにより、形状記憶性又は超弾性を与えることができ、ステンレス鋼と比べると弾性率が低く、柔軟であって、使いやすい材料である。しかし、ニッケルの含有量が高いために、ニッケルの溶出が問題となり、アレルギー性、発癌性、毒性の懸念があり、特に長期埋め込み材料としては馴染まない。ステンレス鋼などのニッケル合金へのチタンコーティングは、ニッケルの溶出を抑える技術として考えられるが、全表面への均一なコーティングは困難であり、ニッケル合金とチタンの物性差が大きいために、大変形時には割れや剥がれを生ずるおそれがある。更に、チタンコーティングが不完全であると、ニッケルの溶出が促進される。
このために、ニッケル・チタン合金を用いた医療材料から、ニッケルの溶出を防止する試みがなされている。例えば、ステント本体をポリマー層で密着性よく被覆することにより、血栓の発生を確実に防止するとともに、ステント本体と被覆層とのずれの問題も解消したステントとして、拡径可能な管状のステント本体と、該ステント本体を被覆する柔軟なポリマー層とを有するステントにおいて、該ポリマー層がステント本体の全外表面と密着してこれを覆っているステントが提案されている（特許文献１）。また、審美性に優れ、滑り性がよく、耐摩耗性に優れ、超弾性を損なわず、腐食や変色が発生せず、ニッケルなどの金属アレルギー元素の溶出を最小限に抑えられる歯列矯正器具として、歯列矯正器具素材の表面に、金被覆層を介して、ロジウム層を被覆してなる歯列矯正器具が提案されている（特許文献２）。造影性と強度、硬さなどをバランスさせたＰｔ／Ｎｉ＝９３／７又は８６／１４などの合金も使われている。しかし、これらの医療材料は、ニッケル含有合金をポリマー層又は金−ロジウム層で被覆しているので、被覆層の損耗によるニッケル溶出のおそれを完全になくすことはできない。
Austenitic stainless steels such as SUS304 and SUS316 are inexpensive and have good workability and have a track record of long-term embedding in the human body, but nickel may elute and biocompatibility after long-term embedding is a problem. It has become. In addition, it has no shape memory and super elasticity, and is difficult to use in minimally invasive surgery. Titanium and titanium alloys such as 4Al6V have good biocompatibility and are optimal as implantable materials, but are difficult to use in minimally invasive surgery due to poor workability and lack of shape memory and superelasticity. Nickel-titanium alloy with an atomic ratio of nickel and titanium close to 50:50 is excellent in strength, fatigue resistance, corrosion resistance, etc., and can give shape memory or superelasticity by selecting transformation point, stainless steel Compared to, it has a low elastic modulus, is flexible, and is easy to use. However, since the nickel content is high, elution of nickel becomes a problem, and there are concerns about allergenicity, carcinogenicity, and toxicity, and it is not particularly suitable as a long-term implantable material. Titanium coating on stainless steel and other nickel alloys can be considered as a technique to suppress elution of nickel, but uniform coating on the entire surface is difficult, and there is a large difference in physical properties between nickel alloy and titanium. There is a risk of cracking and peeling. Furthermore, incomplete titanium coating promotes nickel elution.
For this reason, attempts have been made to prevent elution of nickel from medical materials using nickel / titanium alloys. For example, by covering the stent body with a polymer layer with good adhesion, the tubular stent body can be expanded in diameter as a stent that reliably prevents thrombus generation and eliminates the problem of displacement between the stent body and the coating layer. And a stent having a flexible polymer layer covering the stent body has been proposed in which the polymer layer is in close contact with and covers the entire outer surface of the stent body (Patent Document 1). In addition, orthodontic appliances that have excellent aesthetics, good sliding properties, excellent wear resistance, do not impair superelasticity, do not cause corrosion or discoloration, and minimize elution of metal allergic elements such as nickel. As an orthodontic appliance, a surface of an orthodontic appliance material is coated with a rhodium layer via a gold coating layer (Patent Document 2). Alloys such as Pt / Ni = 93/7 or 86/14 that balance contrast, strength, hardness and the like are also used. However, since these medical materials are coated with a nickel-containing alloy with a polymer layer or a gold-rhodium layer, the risk of nickel elution due to wear of the coating layer cannot be completely eliminated.
本発明は、全体のバランスのとれた物性を維持しながら、ニッケルの溶出するおそれのない医療材料、特にニッケル・チタン合金の優れた物理的化学的特性を備え、材料表面のニッケル含有量が低く、生体又は体液に接触したとき、ニッケルが溶出するおそれが少ない安全性に優れた医療材料を提供することを目的としてなされたものである。 The present invention has excellent physical and chemical properties of medical materials, particularly nickel-titanium alloys, which have no fear of nickel elution, while maintaining the balanced physical properties, and has a low nickel content on the material surface. The object of the present invention is to provide a medical material excellent in safety with little possibility of nickel eluting when it comes into contact with a living body or body fluid.
本発明者らは、上記の課題を解決すべく鋭意研究を重ねた結果、材料表面のニッケル含有量が材料内部のニッケル含有量より低く、材料内部から材料表面に向かって連続的にニッケル含有量が漸減する遷移層を有する医療材料は、表面からニッケルが溶出するおそれが少なく、しかもニッケル合金、特にニッケル・チタン合金の優れた物理的特性を有することを見いだし、この知見に基づいて本発明を完成するに至った。
すなわち、本発明は、
（１）生体又は体液に接触して用いられるニッケル及びチタンを含有する形状記憶合金又は超弾性合金からなる医療材料において、材料表面のニッケル含有量は、チタンの含有量の４分の１以下であり、材料内部のニッケル含有量は、所定の合金組成であって、材料内部から材料表面に向かって連続的にニッケル含有量が漸減する厚さ５０〜５００ｎｍの遷移層を有する医療材料の、該合金の賦形、加工工程及び連続的にニッケル含有量が漸減する遷移層を形成する電解研磨工程からなる製造方法であって、該電解研磨工程が、前記医療材料を陽極として、炭素数１〜６の脂肪族アルコール、塩化アルミニウム、塩化亜鉛を含有する無水系電解液の中で電解研磨する工程、材料表面のニッケル含有量がチタンの含有量の４分の１以下になるまで電流を与える工程であることを特徴とする医療材料の製造方法、
（２）電解研磨の陰極が、陽極の医療材料を包む円筒形である(１)記載の医療材料の製造方法、及び、
（３）電解研磨する工程の後に、超音波洗浄工程を行う(１)又は(２)記載の医療材料の製造方法、
を提供するものである。
As a result of intensive studies to solve the above problems, the present inventors have found that the nickel content on the material surface is lower than the nickel content inside the material, and the nickel content continuously from the material toward the material surface. It has been found that a medical material having a transition layer with gradually decreasing nickel has a low possibility of elution of nickel from the surface and has excellent physical properties of nickel alloys, particularly nickel / titanium alloys. It came to be completed.
That is, the present invention
(1) In a medical material made of a shape memory alloy or a superelastic alloy containing nickel and titanium that is used in contact with a living body or body fluid, the nickel content on the surface of the material is ¼ or less of the titanium content. There, the nickel content of the inner material is a predetermined alloy composition, the medical materials that have a transition layer having a thickness of 50~500nm continuously nickel content toward the inside material to the material surface is gradually reduced, A manufacturing method comprising shaping of the alloy, a processing step, and an electrolytic polishing step for continuously forming a transition layer in which the nickel content gradually decreases, wherein the electrolytic polishing step uses the medical material as an anode and has a carbon number of 1 Step of electropolishing in anhydrous electrolyte containing ~ 6 aliphatic alcohol, aluminum chloride, zinc chloride, until the nickel content on the material surface is less than 1/4 of the titanium content Method for producing a medical material characterized by a step of providing a current,
( 2 ) The method for producing a medical material according to (1), wherein the electropolishing cathode has a cylindrical shape surrounding the medical material of the anode , and
( 3 ) The method for producing a medical material according to ( 1 ) or (2) , wherein an ultrasonic cleaning step is performed after the electrolytic polishing step ,
Is to provide.
本発明の医療材料は、ニッケルを含有する合金からなるが、材料表面のニッケル含有量が低いので、表面からニッケルが溶出するおそれが少ない。本発明の医療材料は、材料表面近傍の数百ｎｍの遷移層を除いて、材料内部はニッケル・チタン合金本来の組成なので、形状記憶性、超弾性などのニッケル・チタン合金が有する優れた物理的特性は維持され、操作性が良好である。また、遷移層の厚さが薄いので、チタンの含有量が高くても医療材料の変形に追随し、遷移層に割れや剥がれを生ずるおそれがない。本発明の医療材料は、ニッケルを含有する合金を賦形、加工する工程と、連続的にニッケル含有量が漸減する遷移層を形成する電解研磨工程により製造することができる。 Although the medical material of this invention consists of an alloy containing nickel, since nickel content on the material surface is low, there is little possibility that nickel will elute from the surface. The medical material of the present invention has excellent physical properties possessed by nickel / titanium alloys such as shape memory and superelasticity because the inside of the material is the original composition of the nickel / titanium alloy, except for a transition layer of several hundred nm near the material surface. Characteristics are maintained and operability is good. Moreover, since the thickness of the transition layer is thin, even if the titanium content is high, there is no possibility of following the deformation of the medical material and causing the transition layer to crack or peel off. The medical material of the present invention can be produced by a step of shaping and processing an alloy containing nickel and an electropolishing step of forming a transition layer in which the nickel content is continuously reduced.
本発明の医療材料は、生体又は体液に接触して用いられるニッケルを含有する合金、特にニッケル及びチタンを含有する合金からなる医療材料において、材料表面のニッケル含有量が材料内部のニッケル含有量より低く、材料内部から材料表面に向かって連続的にニッケル含有量が漸減する遷移層を有し、材料内部において、実質的に均一な所定の合金組成を有する医療材料である。
本発明に用いるニッケル及びチタンを含有する合金としては、ニッケル・チタン合金は、Ｎｉ／Ｔｉの組成比、マンガン、コバルト、銅などの第３成分の有無により大きく形状回復温度が異なり、一様には記述できないが、例えば、ニッケル５０〜５６原子％、チタン４４〜５０原子％の形状回復温度２０〜１００℃のニッケル・チタン合金、ニッケル５２〜５５原子％、コバルト１〜３原子％、残余がチタンの形状回復温度−３０〜３０℃のニッケル・チタン・コバルト合金、ニッケル４７〜５０原子％、銅５〜８原子％、残余がチタンの形状回復温度４０〜７０℃のニッケル・チタン・銅合金などを挙げることができる。本発明に用いるニッケル及びチタンを含有する合金は、成分比、熱処理温度などにより、形状回復温度を選定し、マルテンサイト相とオーステナイト相の間の変態を利用する形状記憶合金として用いることができ、あるいは、常にオーステナイト相における挙動を利用する超弾性合金として用いることもできる。
本発明の生体又は体液に接触して用いられる医療材料としては、例えば、ステント、心房中隔欠損症治療用の塞栓デバイス、動脈瘤塞栓コイル、血栓フィルター、ガイドワイヤー、歯列矯正アーチワイヤー、脳動脈瘤ワイヤーなどを挙げることができる。
The medical material of the present invention is a medical material made of an alloy containing nickel used in contact with a living body or body fluid, particularly an alloy containing nickel and titanium, and the nickel content on the material surface is higher than the nickel content inside the material. A medical material that has a low, transition layer in which the nickel content gradually decreases from the inside of the material toward the surface of the material, and has a predetermined and substantially uniform alloy composition inside the material.
As an alloy containing nickel and titanium used in the present invention, the nickel-titanium alloy has a uniform shape recovery temperature depending on the composition ratio of Ni / Ti and the presence or absence of a third component such as manganese, cobalt, copper, and the like. Can not be described, but, for example, nickel-titanium alloy having a shape recovery temperature of 20 to 100 ° C. of
Examples of the medical material used in contact with the living body or body fluid of the present invention include a stent, an embolization device for treating atrial septal defect, an aneurysm embolization coil, a thrombus filter, a guide wire, an orthodontic archwire, and a brain. An aneurysm wire etc. can be mentioned.
本発明に用いるニッケル及びチタンを含有する合金は、材料表面のニッケル含有量が材料内部のニッケル含有量より低く、材料内部から材料表面に向かって連続的にニッケル含有量が漸減する遷移層を有し、材料内部において、実質的に均一な所定の合金組成を有する。図１は、本発明に用いる合金の化学成分の一例を示すグラフである。材料表面においては酸素の含有量が高いが、材料内部に向かうと酸素の含有量は低下する。材料表面におけるニッケルの含有量は、チタンの含有量の４分の１程度であるが、材料表面より１００〜２００ｎｍの領域では、ニッケルの含有量とチタンの含有量がほぼ等しく、材料表面より２００ｎｍを超える領域では、ニッケルの含有量がチタンの含有量よりやや高い本来の合金組成となっている。
本発明に用いるニッケル及びチタンを含有する合金は、連続的にニッケル含有量が漸減する遷移層の厚さが５０〜５００ｎｍであることが好ましく、１００〜３００ｎｍであることがより好ましい。遷移層の厚さが５０ｎｍ未満であると、材料表面のニッケル含有量を十分に低下させることが困難となるおそれがある。遷移層の厚さが５００ｎｍを超えると、チタンの含有量の高い遷移層が医療材料の変形に追随することが困難となり、割れや剥がれを生じやすくなるおそれがある。
The alloy containing nickel and titanium used in the present invention has a transition layer in which the nickel content on the material surface is lower than the nickel content inside the material and the nickel content gradually decreases from the inside of the material toward the material surface. And having a substantially uniform predetermined alloy composition within the material. FIG. 1 is a graph showing an example of chemical components of an alloy used in the present invention. Although the oxygen content is high on the material surface, the oxygen content decreases toward the inside of the material. The nickel content on the material surface is about one-fourth of the titanium content, but in the region of 100 to 200 nm from the material surface, the nickel content and the titanium content are almost equal, and 200 nm from the material surface. In the region exceeding 1, the nickel alloy content is slightly higher than the titanium content.
In the alloy containing nickel and titanium used in the present invention, the thickness of the transition layer in which the nickel content continuously decreases is preferably 50 to 500 nm, and more preferably 100 to 300 nm. If the thickness of the transition layer is less than 50 nm, it may be difficult to sufficiently reduce the nickel content on the material surface. If the thickness of the transition layer exceeds 500 nm, it becomes difficult for the transition layer having a high titanium content to follow the deformation of the medical material, and there is a possibility that cracking or peeling is likely to occur.
本発明においては、ニッケル及びチタンを含有する合金が、形状記憶合金又は超弾性合金であることが好ましい。合金の形状回復温度を選択することにより、合金に形状記憶性を付与して、ステント、塞栓デバイスなどとして用いることができ、また、合金に超弾性を付与して、ステント、塞栓デバイス、ガイドワイヤー、歯列矯正アーチワイヤーなどとして用いることができる。
本発明の医療材料においては、ニッケル及びチタンを含有する合金の表面をポリマー層で被覆することができる。ポリマー層を形成するポリマーは、生体適合性ポリマー、あるいは摩擦抵抗の小さいポリマーなどを用いることができる。合金の表面を生体適合性ポリマー層又は摩擦抵抗の小さいポリマー層で被覆することにより、ガイドワイヤー、ステント、血栓フィルター、塞栓デバイスなどの医療材料の体内への挿入時の抵抗を小さくすることができる。合金を生体適合性ポリマーで被覆する方法に特に制限はなく、例えば、３官能性成分を含むポリエチレングリコールとジイソシアネート化合物との反応、ポリエチレングリコールと３官能性成分を含むポリイソシアネート化合物との反応、ポリエチレングリコールジ(メタ)アクリレートの重合反応などにより、架橋構造を有する親水性ポリマーの被覆を形成することができる。摩擦抵抗の小さい疎水性ポリマーとしては、例えば、フッ素樹脂、ポリアセタール、ポリエチレンなどを挙げることができる。
本発明の医療材料においては、合金を被覆したポリマー層に生理活性物質を含有させることができる。ポリマー層に生理活性物質を含有させることにより、ドラッグエルーティングステントなどの薬剤徐放性医療材料を得ることができる。含有させる生理活性物質としては、例えば、ヘパリン、ヒルジン、デキストラン、ステロイド、抗ヒスタミン剤、インターフェロン、ラパマイシンなどを挙げることができる。
本発明の医療材料においては、必要に応じて白金などを組み合わせ、Ｘ線造影性を高めることができる。
In the present invention, the alloy containing nickel and titanium is preferably a shape memory alloy or a superelastic alloy. By selecting the shape recovery temperature of the alloy, it can be used as a stent, embolization device, etc. by imparting shape memory to the alloy, and it can also be used as a stent, embolization device, guide wire, etc. It can be used as an orthodontic archwire or the like.
In the medical material of the present invention, the surface of an alloy containing nickel and titanium can be coated with a polymer layer. As the polymer forming the polymer layer, a biocompatible polymer, a polymer having low frictional resistance, or the like can be used. By coating the surface of the alloy with a biocompatible polymer layer or a polymer layer with low frictional resistance, it is possible to reduce the resistance when inserting medical materials such as guide wires, stents, thrombus filters, and embolic devices into the body. . The method for coating the alloy with the biocompatible polymer is not particularly limited. For example, the reaction between polyethylene glycol containing a trifunctional component and a diisocyanate compound, the reaction between polyethylene glycol and a polyisocyanate compound containing a trifunctional component, polyethylene A hydrophilic polymer coating having a crosslinked structure can be formed by polymerization reaction of glycol di (meth) acrylate. Examples of the hydrophobic polymer having a small frictional resistance include a fluororesin, polyacetal, and polyethylene.
In the medical material of the present invention, a bioactive substance can be contained in a polymer layer coated with an alloy. By including a physiologically active substance in the polymer layer, a drug sustained-release medical material such as a drug-eluting stent can be obtained. Examples of the physiologically active substance to be contained include heparin, hirudin, dextran, steroids, antihistamines, interferons, and rapamycin.
In the medical material of this invention, platinum etc. can be combined as needed and X-ray contrast property can be improved.
本発明の医療材料の製造方法は、生体又は体液に接触して用いられるニッケルを含有する合金、特にニッケル及びチタンを含有する合金からなる医療材料の製造方法において、該合金の賦形、加工工程及び連続的にニッケル含有量が漸減する遷移層を形成する電解研磨工程を有する。ニッケル及びチタンを含有する合金に、編組、嵌合などの賦形、加工を施すことにより、所望の形状の医療材料とすることができる。ニッケルを含有する材料、特にニッケル及びチタンを含有する材料を電解研磨することにより、材料表面のニッケル含有量を低下させ、材料内部から材料表面に向かって連続的にニッケル含有量が漸減する遷移層を形成することができる。本発明方法において、賦形、加工工程と電解研磨工程の順に特に制限はなく、いずれを先にすることもでき、あるいは、賦形、加工ののちに電解研磨を施し、さらに賦形、加工を施すこともできる。
本発明方法において、ニッケル及びチタンを含有する合金などからなる医療材料を陽極とし、陰極との間に電解液を介して直流電流を通電することにより、電解研磨することができる。陰極の材料としては、例えば、チタン、白金、ステンレス鋼、銅などを挙げることができる。電解研磨により、陽極の表面の金属がイオン化して電解液中に溶出するが、陽極がニッケル及びチタンを含有する合金であるとき、チタンよりもニッケルの方がイオン化しやすく、多く溶出するために、陽極とした医療材料の表面のニッケル含有量が低下すると推定される。
電解研磨においては、陽極とした材料のうちで、陰極に面している部分が研磨されやすく、陰極から見て蔭になっている部分は研磨されにくい。したがって、陽極とした医療材料の表面を均一に電解研磨するためには、陰極が陽極を包む円筒形であることが好ましい。また、陽極とした医療材料が筒状などの製品であって、円筒形の陰極から見て筒状などの製品の内側が蔭になる場合は、筒状などの製品の内側にさらに補助的な陰極を挿入して、電解研磨を施すことができる。
The method for producing a medical material of the present invention includes a nickel-containing alloy used in contact with a living body or a body fluid, in particular, a medical material production method made of an alloy containing nickel and titanium. And an electropolishing step of continuously forming a transition layer in which the nickel content gradually decreases. By applying shaping and processing such as braiding and fitting to an alloy containing nickel and titanium, a medical material having a desired shape can be obtained. A transition layer in which nickel content, in particular nickel and titanium, is electropolished to reduce the nickel content on the material surface and gradually decrease from the inside of the material toward the material surface. Can be formed. In the method of the present invention, there is no particular limitation in the order of shaping, processing step and electropolishing step, either of which can be performed first, or electropolishing after shaping and processing, and further shaping and processing It can also be applied.
In the method of the present invention, electropolishing can be performed by using a medical material made of an alloy containing nickel and titanium as an anode and passing a direct current between the cathode and the cathode via an electrolytic solution. Examples of the cathode material include titanium, platinum, stainless steel, and copper. By electrolytic polishing, the metal on the surface of the anode is ionized and eluted in the electrolyte, but when the anode is an alloy containing nickel and titanium, nickel is easier to ionize than titanium and elutes more. It is estimated that the nickel content on the surface of the medical material used as the anode decreases.
In the electrolytic polishing, among the materials used as the anode, the portion facing the cathode is easily polished, and the portion that is wrinkled when viewed from the cathode is difficult to be polished. Therefore, in order to uniformly electrolytically polish the surface of the medical material used as the anode, it is preferable that the cathode has a cylindrical shape surrounding the anode. In addition, if the medical material used as the anode is a product such as a cylinder, and the inside of the product such as the cylinder is a wrinkle when viewed from the cylindrical cathode, it is further supplemented to the inside of the product such as a cylinder. The cathode can be inserted and electropolished.
ニッケルを含有する合金、特にニッケル及びチタンを含有する合金に賦形、加工を施し、医療材料の最終製品としての形状としたのち、電解研磨を施して完成品とすることができれば、製造工程としては最も簡単である。しかし、上述したように、医療材料の形状によっては電解研磨されにくい部分が存在する場合もあるので、そのような場合には、均一な電解研磨が可能な形状でニッケルを含有する合金、特にニッケル及びチタンを含有する合金を電解研磨したのち、ニッケル含有量の低い遷移層を破壊することなく、維持したまま、賦形、加工することが好ましい。
本発明の医療材料の製造方法においては、無水系電解液を用いて電解研磨することが好ましい。無水系電解液を用いて電解研磨することにより、ニッケルイオンの溶出に対する選択性を高めて、材料表面のニッケル含有量を効果的に低下させることができる。無水系電解液は、炭素数１〜６の脂肪族アルコールを含有することが好ましい。炭素数１〜６の脂肪族アルコールとしては、例えば、メタノール、エタノール、プロパノール、イソプロピルアルコール、ブタノール、ペンタノール、ヘキサノール、エチレングリコール、プロピレングリコール、ネオペンチルグリコール、グリセリン、ペンタエリスリトールなどを挙げることができる。これらの中で、エタノール及びイソプロピルアルコールを好適に用いることができる。無水系電解液は、さらに塩化物を含有することが好ましい。塩化物としては、例えば、塩化リチウム、塩化ナトリウム、塩化カリウム、塩化マグネシウム、塩化カルシウム、塩化アルミニウム、塩化亜鉛、塩化スズなどを挙げることができる。これらの中で、塩化アルミニウム及び塩化亜鉛を好適に用いることができる。
本発明の医療材料の製造方法においては、材料の電解研磨に続いて超音波洗浄を行うことができる。超音波洗浄は、材料を電解液に浸漬したまま通電を停止し、電解液に超音波振動を伝達することにより行うことができる。
If an alloy containing nickel, especially an alloy containing nickel and titanium, is shaped and processed into a shape as a final product of medical material, then it can be electropolished to produce a finished product. Is the simplest. However, as described above, depending on the shape of the medical material, there may be a portion that is difficult to be electropolished. In such a case, an alloy containing nickel in a shape that enables uniform electropolishing, particularly nickel. In addition, after electrolytic polishing of the alloy containing titanium and titanium, it is preferable to perform shaping and processing while maintaining the transition layer having a low nickel content without breaking.
In the method for producing a medical material of the present invention, it is preferable to perform electropolishing using an anhydrous electrolytic solution. By electropolishing using an anhydrous electrolytic solution, the selectivity to the elution of nickel ions can be increased, and the nickel content on the material surface can be effectively reduced. The anhydrous electrolyte solution preferably contains an aliphatic alcohol having 1 to 6 carbon atoms. Examples of the aliphatic alcohol having 1 to 6 carbon atoms include methanol, ethanol, propanol, isopropyl alcohol, butanol, pentanol, hexanol, ethylene glycol, propylene glycol, neopentyl glycol, glycerin, pentaerythritol and the like. . Among these, ethanol and isopropyl alcohol can be preferably used. The anhydrous electrolyte solution preferably further contains a chloride. Examples of the chloride include lithium chloride, sodium chloride, potassium chloride, magnesium chloride, calcium chloride, aluminum chloride, zinc chloride, and tin chloride. Among these, aluminum chloride and zinc chloride can be preferably used.
In the method for producing a medical material of the present invention, ultrasonic cleaning can be performed following the electropolishing of the material. The ultrasonic cleaning can be performed by stopping energization while the material is immersed in the electrolytic solution and transmitting ultrasonic vibrations to the electrolytic solution.
以下に、実施例を挙げて本発明をさらに詳細に説明するが、本発明はこれらの実施例によりなんら限定されるものではない。
実施例１
ニッケル・チタン形状記憶合金棒の電解研磨を行い、ニッケル含有量の低い遷移層を形成させた。
３００ｍＬガラス製ビーカーにエタノール２１０ｍＬ、イソプロピルアルコール９０ｍＬ、塩化アルミニウム１８ｇ及び塩化亜鉛７５ｇからなる電解液を入れ、ビーカーの内壁に沿って厚さ０.１ｍｍの円筒形の銅板を浸漬して陰極とした。ビーカーの中央に、黒皮を剥離した直径１０ｍｍ、長さ５０ｍｍのニッケル・チタン形状記憶合金棒（ニッケル５２原子％、チタン４８原子％）を吊り下げて陽極とした。
超音波洗浄器［アズワン(株)、ＶＣ−１］の洗浄槽にビーカーを入れ、洗浄槽の水温を調整することにより電解液の温度を２５℃に保った。セレン整流器を用いて電流密度１２ｍＡ／ｃｍ2で通電し、１５分間電解研磨を行った。次いで、電解研磨を停止し、超音波洗浄器の出力４５Ｗで５分間超音波洗浄を行った。引き続き、同じ条件で、１５分間の電解研磨と５分間の超音波洗浄をさらに各５回ずつ繰り返し、合計９０分間の電解研磨を行った。
得られた試料について、オージェ電子分光分析装置［日本電子(株)、ＪＡＭＰ−１０Ｓ］を用いて、表面の成分分析を行った。ニッケルとチタンの原子比は、１４：８６であった。さらに、アルゴンスパッタリングを行い、材料表面から深さ５００ｎｍまで、１００ｎｍごとに成分分析を行って、ニッケルとチタンの原子比を求めた。結果を、第１表に示す。
Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to examples, but the present invention is not limited to these examples.
Example 1
A nickel / titanium shape memory alloy rod was electropolished to form a transition layer having a low nickel content.
An electrolytic solution consisting of 210 mL of ethanol, 90 mL of isopropyl alcohol, 18 g of aluminum chloride, and 75 g of zinc chloride was placed in a 300 mL glass beaker, and a cylindrical copper plate having a thickness of 0.1 mm was immersed along the inner wall of the beaker to form a cathode. In the center of the beaker, a nickel / titanium shape memory alloy rod (nickel 52 atom%, titanium 48 atom%) having a diameter of 10 mm and a length of 50 mm with the black skin peeled off was suspended and used as an anode.
A beaker was placed in a cleaning tank of an ultrasonic cleaner [As One Co., Ltd., VC-1], and the temperature of the electrolytic solution was maintained at 25 ° C. by adjusting the water temperature of the cleaning tank. Using a selenium rectifier, electricity was applied at a current density of 12 mA / cm 2 and electrolytic polishing was performed for 15 minutes. Next, the electropolishing was stopped, and ultrasonic cleaning was performed at an output of 45 W of an ultrasonic cleaner for 5 minutes. Subsequently, under the same conditions, 15 minutes of electropolishing and 5 minutes of ultrasonic cleaning were further repeated 5 times each to perform electropolishing for a total of 90 minutes.
About the obtained sample, the component analysis of the surface was performed using the Auger electron spectroscopy analyzer [JEOL Co., Ltd., JAMP-10S]. The atomic ratio of nickel and titanium was 14:86. Furthermore, argon sputtering was performed, and component analysis was performed every 100 nm from the material surface to a depth of 500 nm, and the atomic ratio of nickel and titanium was determined. The results are shown in Table 1.
第１表に見られるように、電解研磨を施したニッケル・チタン合金の表面のニッケル含有量が低く、内部から表面に向かってニッケル含有量が漸減し、表面からの深さ３００ｎｍまではほぼ合金本来の成分となっている。
実施例２
外径３.０ｍｍ、厚さ８０μｍ、長さ２０ｍｍの円筒状ニッケル・チタン超弾性合金（ニッケル５２原子％、チタン４８原子％）チューブを、炭酸ガスレーザーのステントカッティングマシンで切り出した。実施例１のニッケル・チタン合金棒と同様にして、実施例１と同じ電解液を入れたビーカーの中央に試料を吊り下げ、電流密度１２ｍＡ／ｃｍ2で１５分間通電して電解研磨を行った。次いで、電解研磨を停止し、超音波洗浄器の出力４５Ｗで１５分間超音波洗浄を行った。表面の成分分析の結果は、ニッケルとチタンの原子比１３：８７であった。
実施例３
外径１００μｍ、長さ５００ｍｍのニッケル・チタン超弾性合金（ニッケル５２原子％、チタン４８原子％）ワイヤーを、平均径６０ｍｍのコイル状に巻き、実施例１と同じ電解液を入れたビーカーに入れて陽極とし、ビーカーの中央に直径１０ｍｍの銅製の棒を吊り下げて陰極とし、電圧５Ｖで１５分間通電して電解研磨を行った。次いで、電解研磨を停止し、超音波洗浄器の出力４５Ｗで１５分間超音波洗浄を行った。表面の成分分析の結果は、ニッケルとチタンの原子比９：９１であった。
このワイヤーを編組し、底面の直径４０ｍｍ、高さ１０ｍｍのほぼ円錐形の血栓捕捉用フィルターを作製した。
As can be seen in Table 1, the nickel content on the surface of the nickel-titanium alloy subjected to the electropolishing is low, the nickel content gradually decreases from the inside toward the surface, and the alloy is almost up to a depth of 300 nm from the surface. It is the original ingredient.
Example 2
A cylindrical nickel-titanium superelastic alloy (nickel 52 atom%, titanium 48 atom%) tube having an outer diameter of 3.0 mm, a thickness of 80 μm, and a length of 20 mm was cut out with a carbon dioxide laser stent cutting machine. In the same manner as the nickel-titanium alloy rod of Example 1, the sample was suspended in the center of a beaker containing the same electrolytic solution as in Example 1, and electropolishing was performed by energizing for 15 minutes at a current density of 12 mA / cm 2 . . Next, the electropolishing was stopped, and ultrasonic cleaning was performed at an output of 45 W of an ultrasonic cleaner for 15 minutes. The result of component analysis on the surface was an atomic ratio of nickel to titanium of 13:87.
Example 3
A nickel-titanium superelastic alloy (nickel 52 atom%, titanium 48 atom%) wire having an outer diameter of 100 μm and a length of 500 mm is wound in a coil shape having an average diameter of 60 mm and placed in a beaker containing the same electrolyte as in Example 1. Then, a copper rod having a diameter of 10 mm was suspended in the center of the beaker to form a cathode, and electropolishing was performed by applying current at a voltage of 5 V for 15 minutes. Next, the electropolishing was stopped, and ultrasonic cleaning was performed at an output of 45 W of an ultrasonic cleaner for 15 minutes. The result of component analysis on the surface was an atomic ratio of nickel and titanium of 9:91.
This wire was braided to produce a substantially conical thrombus-capturing filter having a bottom diameter of 40 mm and a height of 10 mm.
実施例４及び比較例１〜４において、評価は下記の方法により行った。
（１）残留歪試験
ワイヤーを直径５ｍｍのロッド３６０°に巻きつけたのち解放し、曲がり角度を測定し、残留歪を評価した。
（２）耐腐食性試験
ＡＳＴＭ Ｆ−７４６−８７に従い、生理食塩水中での腐食抵抗性を調べた。
（３）表面成分分析
オージェ電子分光分析装置［日本電子(株)、ＪＡＭＰ−１０Ｓ］を用いて、表面０.８ｎｍまでの成分分析を行った。
（４）挿入性
図２に示す形状の長さ９００ｍｍ、内径２ｍｍの腔路を有するポリテトラフルオロエチレン製の体腔モデルを３７℃の恒温水槽に浸漬し、ワイヤーを２００ｍｍ／ｍｉｎの速度で挿入し、負荷値すなわち押し込み抵抗値をロードセルで読み取った。
In Example 4 and Comparative Examples 1 to 4, the evaluation was performed by the following method.
(1) Residual strain test A wire was wound around a rod having a diameter of 5 mm and then released, and the bending angle was measured to evaluate the residual strain.
(2) Corrosion resistance test Corrosion resistance in physiological saline was examined in accordance with ASTM F-746-87.
(3) Surface component analysis The component analysis to the surface 0.8nm was performed using the Auger electron spectroscopy analyzer [JEOL Co., Ltd., JAMP-10S].
(4) Insertability A body cavity model made of polytetrafluoroethylene having a cavity with a length of 900 mm and an inner diameter of 2 mm shown in FIG. 2 is immersed in a constant temperature water bath at 37 ° C., and a wire is inserted at a speed of 200 mm / min. The load value, that is, the indentation resistance value was read with a load cell.
実施例４
外径５０μｍ、長さ１,２００ｍｍのニッケル・チタン超弾性合金（ニッケル５１原子％、チタン４９原子％）ワイヤーを、平均径６０ｍｍのコイル状に巻き、実施例１と同じ電解液を入れたビーカーに入れて陽極とし、ビーカーの中央に直径１０ｍｍの銅製の棒を吊り下げて陰極とし、電圧５Ｖで１５分間通電して電解研磨を行った。次いで、電解研磨を停止し、超音波洗浄器の出力４５Ｗで１５分間超音波洗浄を行った。
得られた電解研磨ニッケル・チタン超弾性合金ワイヤーは、残留歪試験において、残留歪がみられず、極めて良好であった。耐腐食性試験において、腐食電位は０.６Ｖであった。表面の成分分析の結果は、ニッケルとチタンの原子比１２：８８であった。このワイヤーの操作性は、極めて良好であった。
比較例１
実施例１で用いた外径５０μｍのニッケル・チタン超弾性合金ワイヤーについて、試験を行った。このニッケル・チタン超弾性合金ワイヤーは、残留歪試験において、残留歪なく、良好であったが、耐腐食性試験において、腐食電位は０.０２〜０.２Ｖを示し、バラツキがみられた。表面の成分分析の結果は、ニッケルとチタンの原子比５１：４９であった。このワイヤーの操作性は、良好であった。
比較例２
外径４０μｍのニッケル・チタン超弾性合金（ニッケル５１原子％、チタン４９原子％）ワイヤーに、チタンを厚さ５μｍに溶射して、外径５０μｍのワイヤーを得た。このチタン溶射ワイヤーは、残留歪試験において、明らかな歪がみられ、不良であった。耐腐食性試験において、腐食電位は０.６Ｖであった。表面の成分分析の結果は、ニッケルとチタンの原子比０：１００であった。このワイヤーの操作性は、不良であった。
比較例３
外径５０μｍのチタンワイヤーは、残留歪試験において、歪が大きく、不良であった。耐腐食性試験において、腐食電位は０.６Ｖであった。表面の成分分析の結果は、ニッケルとチタンの原子比０：１００であった。このチタンワイヤーの操作性は、不良であった。
比較例４
外径５０μｍのＳＵＳ３０４ワイヤーは、残留歪試験において、不良であった。耐腐食性試験において、腐食電位は０.６Ｖであった。表面の成分分析の結果は、ニッケルとニッケル以外の金属の原子比９：９１であった。このＳＵＳ３０４ワイヤーの操作性は、不良であった。
実施例４及び比較例１〜４の結果を、第２表に示す。
Example 4
A beaker in which a nickel-titanium superelastic alloy (nickel 51 atom%, titanium 49 atom%) wire having an outer diameter of 50 μm and a length of 1,200 mm is wound in a coil shape having an average diameter of 60 mm, and the same electrolytic solution as in Example 1 is placed. The electrode was put into a positive electrode, and a copper rod having a diameter of 10 mm was suspended at the center of the beaker to form a negative electrode, and electropolishing was carried out by applying current at a voltage of 5 V for 15 minutes. Next, the electropolishing was stopped, and ultrasonic cleaning was performed at an output of 45 W of an ultrasonic cleaner for 15 minutes.
The obtained electropolished nickel / titanium superelastic alloy wire was very good with no residual strain observed in the residual strain test. In the corrosion resistance test, the corrosion potential was 0.6V. The result of surface component analysis was an atomic ratio of nickel and titanium of 12:88. The operability of this wire was very good.
Comparative Example 1
The nickel-titanium superelastic alloy wire having an outer diameter of 50 μm used in Example 1 was tested. This nickel-titanium superelastic alloy wire was good in the residual strain test with no residual strain, but in the corrosion resistance test, the corrosion potential was 0.02 to 0.2 V, showing variations. The result of component analysis on the surface was an atomic ratio of nickel and titanium of 51:49. The operability of this wire was good.
Comparative Example 2
A nickel-titanium superelastic alloy (nickel 51 atom%, titanium 49 atom%) wire having an outer diameter of 40 μm was thermally sprayed to a thickness of 5 μm to obtain a wire having an outer diameter of 50 μm. The titanium spray wire was defective in that a clear strain was observed in the residual strain test. In the corrosion resistance test, the corrosion potential was 0.6V. The result of component analysis on the surface was an atomic ratio of nickel and titanium of 0: 100. The operability of this wire was poor.
Comparative Example 3
The titanium wire having an outer diameter of 50 μm was defective due to large strain in the residual strain test. In the corrosion resistance test, the corrosion potential was 0.6V. The result of component analysis on the surface was an atomic ratio of nickel and titanium of 0: 100. The operability of this titanium wire was poor.
Comparative Example 4
The SUS304 wire having an outer diameter of 50 μm was defective in the residual strain test. In the corrosion resistance test, the corrosion potential was 0.6V. The result of component analysis on the surface was an atomic ratio of 9:91 between nickel and a metal other than nickel. The operability of this SUS304 wire was poor.
The results of Example 4 and Comparative Examples 1 to 4 are shown in Table 2.
第２表に見られるように、比較例２のチタン溶射ニッケル・チタン合金ワイヤー、比較例３のチタンワイヤー、比較例４のＳＵＳ３０４ワイヤーは、いずれも腐食電位は高いが、残留歪試験において歪が発生し、操作性が不良である。比較例１のニッケル・チタン合金ワイヤーは、残留歪がなく、操作性も良好であるが、ニッケル成分５１原子％なので、長期埋め込み材料としてはニッケル溶出のおそれがあり、腐食電位が低く、かつバラツキがみられる。電解研磨工程により、材料内部から材料表面に向かって連続的にニッケル含有量が漸減する遷移層を形成した実施例４の遷移層つきニッケル・チタン合金ワイヤーは、残留歪がなく、操作性が極めて良好であり、表面のニッケル成分が１２原子％でニッケル溶出のおそれが少なく、腐食電位も高い。 As can be seen in Table 2, the titanium sprayed nickel / titanium alloy wire of Comparative Example 2, the titanium wire of Comparative Example 3, and the SUS304 wire of Comparative Example 4 all have high corrosion potentials, but the strain in the residual strain test is high. Occurs and the operability is poor. The nickel / titanium alloy wire of Comparative Example 1 has no residual strain and good operability. However, since the nickel component is 51 atomic%, there is a risk of nickel elution as a long-term embedding material, the corrosion potential is low, and the variation. Is seen. The nickel / titanium alloy wire with a transition layer of Example 4 in which the transition layer in which the nickel content decreases gradually from the inside of the material toward the material surface by the electropolishing process has no residual strain and is extremely easy to operate. The nickel component on the surface is 12 atomic% and there is little possibility of nickel elution and the corrosion potential is high.
本発明の医療材料は、ニッケルを含有する合金、特にニッケル及びチタンを含有する合金からなるが、材料表面のニッケル含有量が低いので、表面からニッケルが溶出するおそれが少ない。本発明の医療材料は、材料表面近傍の数百ｎｍの遷移層を除いて、材料内部はニッケル・チタン合金本来の組成なので、形状記憶性、超弾性などのニッケル・チタン合金が有する優れた物理的特性は維持され、操作性が良好であり、低侵襲手術に好適に用いることができる。また、遷移層の厚さが薄いので、チタンの含有量が高くても医療材料の変形に追随し、遷移層に割れや剥がれを生ずるおそれがなく、安全で優れた生体適合性を有する。本発明の医療材料は、ニッケル及びチタンを含有する合金を賦形、加工する工程と、連続的にニッケル含有量が漸減する遷移層を形成する電解研磨工程により製造することができる。 The medical material of the present invention is made of an alloy containing nickel, particularly an alloy containing nickel and titanium. However, since the nickel content on the material surface is low, there is little possibility that nickel will be eluted from the surface. The medical material of the present invention has excellent physical properties possessed by nickel / titanium alloys such as shape memory and superelasticity because the inside of the material is the original composition of the nickel / titanium alloy, except for a transition layer of several hundred nm near the material surface. The characteristics are maintained, the operability is good, and it can be suitably used for minimally invasive surgery. Moreover, since the thickness of the transition layer is thin, even if the content of titanium is high, there is no risk of following the deformation of the medical material, and the transition layer will not be cracked or peeled off. The medical material of the present invention can be manufactured by a step of shaping and processing an alloy containing nickel and titanium, and an electropolishing step of forming a transition layer in which the nickel content is gradually reduced.
Claims (3)
The method for producing a medical material according to claim 1 or 2 , wherein an ultrasonic cleaning step is performed after the electrolytic polishing step .
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