JPWO2007108450A1 - 医療用生分解性デバイスの分解時間制御方法 - Google Patents

Abstract

生体内で分解してこれに吸収される医療用生分解性マグネシウム材であって、結晶化されたマグネシウムまたはマグネシウム合金の表面に、陽極酸化によって形成された、マグネシウム酸化物および水酸化物を含む皮膜を備えていることを特徴とする医療用生分解性マグネシウム材とする。マグネシウムおよびその合金が本来的に有する強度、延性等の機械的特性を変化させずに所望の機械的特性を埋入初期に発揮させるとともに、機械的特性の保持期間を長短所望に制御することができる。

Description

本発明は、医療用生分解性マグネシウム材とその製造方法に関するものである。さらに詳しくは、本発明は、マグネシウムおよびその合金が本来的に有する強度、延性等の機械的特性を変化させずに所望の機械的特性を埋入初期に発揮させるとともに、機械的特性の保持期間を長短所望に制御することができる医療用生分解性マグネシウム材とその製造方法に関するものである。

従来より一般的に使用されている金属製医療用デバイスは、体内埋入後、手術等により抜去しなければ体内に残存することになる。このようなデバイスとしては、用途によっては、周辺組織が修復している期間は強度を保持し、修復後には手術を要することなく分解して消失するものであることが望まれている。マグネシウム材は、生体為害性の低い材料であって、体液のような塩化物イオンの存在する中性付近の水溶液中では非常に速い速度で腐食され、分解して消失することから、生体内に埋入後に徐々に分解され吸収される医療用生分解金属材料としての利用が期待されており、その開発が進められてきている（例えば、特許文献１および２参照）。

しかしながら、デバイスの種類や患部の状態により、デバイスに要求される強度の保持期間は長短、非常に広い範囲にわたる。例えば、ステントなどの血管修復用デバイスには、血管の狭窄部が修復されるまでにかかる５日から６ヶ月の期間は強度を維持し、血管が修復された後はデバイス全体の分解が１週間から１２週間の期間でほぼ終了することが望まれる。というのは、血管壁が修復された後もステントが残存すると、ステントが血管壁へ与え続ける力学的・化学的刺激により、血管内皮細胞が過剰に増殖してしまうことによる血管の再狭窄が生じてしまうため、血管修復後のステントの消失は非常に重要であるからである。一方、骨折固定材には、骨折が治癒するまでの３ヶ月から１年の期間はデバイスが荷重を支持し、その後デバイス全体の分解が８ヶ月から５年の期間でほぼ終了することが望まれる。このように骨折治癒後のデバイスの分解および消失に伴い、治癒した骨に徐々に荷重がかかっていくため、骨に代わってデバイスが荷重を支持してしまう荷重遮断を抑制することが可能となる。これは、荷重遮断による骨吸収（骨が痩せてしまうこと）が原因で起こる再骨折の抑制に繋がり、また骨折治癒後にデバイスを取り出す手術を行う必要がなく、患者の負担を軽減できる。このように、デバイスによって要求される強度の保持期間が広い範囲にわたり、ときには数ヶ月以上の長期間になる場合もある。また、強度保持を要する期間とその後の分解期間とで、分解の進行が制御できることが望ましいと考えられる。

例えば、特許文献１に提案された生分解性マグネシウム材は、デバイスの大きさによって分解期間を制御するようにしている。しかしながら、埋入直後から分解が開始することに加え、所望のデバイスサイズや埋入する空間が限られる生体内では、長期の強度保持が要されるデバイスとして適切に用いることは実質的に不可能であった。

また、本発明者らが特許文献２において提案している生分解性マグネシウム材は、材料自身の組成や組織制御によって材料の強度−延性バランスおよび生体内での分解速度を所望の値に制御するものであり、例えば、マグネシウムの結晶粒径を小さくする程分解速度を速めることができ、粒径を大きくしたり添加元素およびその濃度を制御することで分解速度を遅くすることができるものである。しかしながら、結晶粒径を大きくした場合は分解速度の微調整が難しくなり、分解速度を精密に遅くさせることは比較的困難であった。つまり、埋入直後から分解が開始するため、埋入初期の強度保持と長期間にわたる分解速度の両方を多様に制御するのは困難であった。

これに対し、生体用純マグネシウムを酸化雰囲気中で熱酸化することにより耐食性を改善し、マグネシウム本来の機械的強度を活用する技術が提案されてもいる（特許文献３）。しかしながら、特許文献３の高温での熱処理は、母材であるマグネシウム材の微細組織を変化させてしまい、強度低下や耐食性低下を招くため、熱酸化を適用できるマグネシウム材は限られてしまうという問題があった。さらに、熱酸化によりマグネシウム材の表面に形成される酸化皮膜は、体内埋入後、長期にわたり十分にマグネシウム材の分解を抑制できるものではなかった。

このように、従来の医療用生分解性マグネシウム材においては、マグネシウムおよびその合金が本来的に有する強度、延性等の機械的特性を変化させずに所望の機械的特性を埋入初期に発揮させるとともに、長期にわたり分解を抑制することは困難であって、さらに機械的特性の保持期間を長短所望に制御することは困難であるのが実情である。
特開２００４−１６０２３６号公報 特願２００５−３３１８４１号 特開２００２−２８２２９号公報

そこで、本発明は、以上のとおりの事情に鑑みてなされたものであり、従来技術の問題点を解消し、マグネシウムおよびその合金が本来的に有する強度、延性等の機械的特性を変化させずに所望の機械的特性を埋入初期に発揮させるとともに、機械的特性の保持期間を長短所望に制御することができる医療用生分解性マグネシウム材とその製造方法を提供することを課題としている。

本発明の医療用生分解性マグネシウム材は、上記の課題を解決するものとして、第１には、生体内で分解してこれに吸収される医療用生分解性マグネシウム材であって、結晶化されたマグネシウムまたはマグネシウム合金の表面に、陽極酸化によって形成された、マグネシウム酸化物および水酸化物を含む皮膜を備えていることを特徴とする。

また、第２には、第１の医療用生分解性マグネシウム材において、その平均結晶粒径が部材の最小部位の１／４以下であることを特徴とする。

第３には、第１又は第２の医療用生分解性マグネシウム材において、９３．５原子％以上のマグネシウムを主成分とし、第二成分を含有するものであって、その第二成分の結晶粒界への偏在濃度が結晶粒内平均濃度の１．２倍以上であることを特徴とする。

第４には、第３の医療用生分解性マグネシウム材において、第二成分として、０．０３原子％以下のＣｅ、０．０３原子％以下のＰｒ、０．０３３原子％以下のＡｕ、０．０４３原子％以下のＩｒ、０．０４７原子％以下のＬａ、０．０６７原子％以下のＰｄ、０．１７原子％以下のＴｈ、０．２１原子％以下のＮｄ、０．３原子％以下のＣａ、０．３原子％以下のＭｎ、０．３５原子％以下のＺｒ、０．３７原子％以下のＢｉ、０．４原子％以下のＹｂ、０．４７原子％以下のＲｂ、０．６４原子％以下のＣｏ、０．８原子％以下のＺｎ、０．８原子％以下のＰｕ、１．０原子％以下のＧａ、１．３原子％以下のＹ、１．３原子％以下のＡｇ、１．５原子％以下のＧｄ、１．６原子％以下のＤｙ、１．８原子％以下のＨｏ、２．１原子％以下のＴｍ、２．４原子％以下のＥｒ、３．０原子％以下のＬｕ、３．９原子％以下のＡｌ、５．０原子％以下のＳｃ、５．７原子％以下のＬｉ、６．５原子％以下のＩｎの中の何れか１元素を含み、残部が不可避的不純物であることを特徴とする。

第５には、第１から第４のいずれかの医療用生分解性マグネシウム材において、その皮膜が多孔質であることを特徴とする。

そして、第６には、第１から第５のいずれかの医療用生分解性マグネシウム材の製造方法であって、電解溶液中でマグネシウムまたはマグネシウム合金を陽極として通電することで陽極酸化することにより、その表面にマグネシウム酸化物および水酸化物を含む皮膜を形成させることを特徴とする。

第７には、第６の医療用生分解性マグネシウム材の製造方法において、電解溶液が、ナトリウム、カリウム、アルミニウムあるいはカルシウムの塩または水酸化物、リン酸、ケイ酸、アルミン酸、ホウ酸、シュウ酸、酢酸あるいは酒石酸の塩、フッ化物、エチレングリコールからなるグループから選択される１以上の成分を含む溶液であることを特徴とする。

第８には、第６又は第７の医療用生分解性マグネシウム材の製造方法において、所望の皮膜形態を得るために、通電の時間、電圧、電流を制御することを特徴とする。

本発明の医療用生分解性マグネシウム材は、陽極酸化によりマグネシウム酸化物および水酸化物を含む皮膜を表面に形成することで、マグネシウム又はその合金の機械的強度の劣化を抑制し、マグネシウム又はその合金が本来的に有する強度や延性などの機械的特性を変化させずに、所望の機械的特性を体内埋入初期に発揮させることができる。

また、本発明の医療用生分解性マグネシウム材の皮膜の構造・厚さ・組成などの形態は、陽極酸化の条件によって多様に変化させることができ、生体内での皮膜の保護性、すなわち皮膜が破壊してマグネシウム材の母材の分解が開始するまでの期間を長短所望に制御でき、換言すれば、機械的特性の保持期間を長短所望に制御することができる。

上記の効果に加えて、さらに、本発明の医療用生分解性マグネシウム材は以下のような効果をも奏する。

本発明の医療用生分解性マグネシウム材の皮膜表面ではリン酸カルシウムが析出され、その析出量や構造が生体内の埋め込み部位により変化されるため、骨組織周囲に埋入したマグネシウム材の皮膜表面では骨の形成が促進され、材料と骨の接合性が増加し、一方、リン酸カルシウムが析出したマグネシウム材の皮膜表面は軟組織適合性が高いことから、血管内に埋入した場合にはマグネシウム材の皮膜表面に早期にリン酸カルシウムが析出することで高い軟組織適合性を示し、生体適合性および接合性が改善された医療用生分解性マグネシウム材が提供される。また、骨の欠損部に埋め込む人工骨や頭蓋骨プレートなどの様に、マグネシウムの分解・吸収に伴い再生した骨と置き換わっていく、再生医療デバイスになることが期待できる。

また、皮膜を多孔質にすることができ、皮膜の孔内に薬物やタンパク質を担持させて生体内で徐放させることが可能な医療用生分解性マグネシウム材が提供される。さらに孔径を制御することで、担持する薬物やタンパク質の種類や徐放速度の制御をすることが可能になる。

マグネシウム二元合金の研磨ままの表面の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）像を示す写真で、（ａ２）は（ａ１）の一部拡大写真である。 マグネシウム二元合金の２Ｖで陽極酸化皮膜の表面の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）像を示す写真で、（ｂ２）は（ｂ１）の一部拡大写真である。 マグネシウム二元合金の７Ｖで陽極酸化皮膜の表面の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）像を示す写真で、（ｃ２）は（ｃ１）の一部拡大写真である。 マグネシウム二元合金の１０Ｖで陽極酸化皮膜の表面の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）像を示す写真で、（ｄ２）は（ｄ１）の一部拡大写真である。 マグネシウム二元合金の２０Ｖで陽極酸化皮膜の表面の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）像を示す写真で、（ｅ２）は（ｅ１）の一部拡大写真である。 マグネシウム二元合金の１００Ｖで陽極酸化皮膜の表面の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）像を示す写真で、（ｆ２）は（ｆ１）の一部拡大写真である。 マグネシウム二元合金の２００Ｖで陽極酸化皮膜の表面の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）像を示す写真で、（ｇ２）は（ｇ１）の一部拡大写真である。 マグネシウム二元合金の研磨ままおよび陽極酸化した表面の酸化皮膜の厚さを示すグラフである。 マグネシウム二元合金の研磨ままおよび陽極酸化した表面のＸ線光電子分光（ＸＰＳ）スペクトルを示すグラフであって、（ａ）はＭｇ ２ｐ電子スペクトル、（ｂ）はＭｇＫＬＬオージェ電子スペクトル、（ｃ）Ｙ ３ｄ電子スペクトルである。 マグネシウム材の疑似体液中における皮膜破壊電位と陽極酸化の電圧の関係を示すグラフである。 （ａ）研磨まま、および（ｂ）７Ｖ、（ｃ）１００Ｖ、（ｄ）２００Ｖで陽極酸化したマグネシウム合金（ＡＺ３１押出材）の疑似体液中における浸漬電位の経時変化を示すグラフである。 熱酸化したマグネシウム二元合金の表面の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）像を示す写真である。（ａ２）は（ａ１）の一部拡大写真で、（ａ３）は（ａ２）の一部拡大写真である。 熱酸化もしくは陽極酸化したマグネシウム二元合金の疑似体液中における皮膜破壊電位を示すグラフである。 疑似体液に２週間浸漬した（ａ）熱酸化および（ｂ）７Ｖで陽極酸化したマグネシウム二元合金の表面実体顕微鏡像を示す写真である。 疑似体液中で分極試験方法を示す模式図である。 疑似体液中で浸漬試験方法を示す模式図である。

符号の説明

（１）試料
（２）固定部材
（３）ステンレス製板
（４）参照電極
（５）対極
（６）容器
（７）疑似体液
（８）電線
（９）ポテンショスタット
（１０）デジタルＸ−Ｙレコーダー

本発明は上記のとおりの特徴をもつものであるが、以下にその実施の形態について説明する。

本発明が提供する医療用生分解性マグネシウム材は、マグネシウムまたはマグネシウム合金の表面に、陽極酸化によって形成され、主としてマグネシウム酸化物および水酸化物を含む皮膜を備えていることを特徴としている。

この医療用生分解性マグネシウム材は、生体内に埋入され、埋入後に徐々に分解されて体内に吸収される医療用の生分解材料として用いることができるものであって、その形状およびサイズ等の形態は、目的に応じて任意のものとすることができる。

本発明の医療用生分解性マグネシウム材は、母材であるマグネシウム材の表面に陽極酸化による皮膜が形成されたものとして理解されるが、母材であるマグネシウムまたはマグネシウム合金は、本発明者らが既に提案している、強度−延性バランスが高く維持されたまま、生体内に埋入後の分解速度が制御されている生分解性のマグネシウム材（特願２００５−３３１８４１号参照）とすることができる。具体的には、不純物濃度が０．０５原子％以下のマグネシウムであって、平均結晶粒径が部材の最小部位の１／４以下に制御されているマグネシウム材や、主成分として９３．５原子％以上のマグネシウムを含み、第二成分として、０．０３原子％以下のＣｅ、０．０３原子％以下のＰｒ、０．０３３原子％以下のＡｕ、０．０４３原子％以下のＩｒ、０．０４７原子％以下のＬａ、０．０６７原子％以下のＰｄ、０．１７原子％以下のＴｈ、０．２１原子％以下のＮｄ、０．３原子％以下のＣａ、０．３原子％以下のＭｎ、０．３５原子％以下のＺｒ、０．３７原子％以下のＢｉ、０．４原子％以下のＹｂ、０．４７原子％以下のＲｂ、０．６４原子％以下のＣｏ、０．８原子％以下のＺｎ、０．８原子％の以下Ｐｕ、１．０原子％以下のＧａ、１．３原子％以下のＹ、１．３原子％以下のＡｇ、１．５原子％以下のＧｄ、１．６原子％以下のＤｙ、１．８原子％以下のＨｏ、２．１原子％以下のＴｍ、２．４原子％以下のＥｒ、３．０原子％以下のＬｕ、３．９原子％以下のＡｌ、５．０原子％以下のＳｃ、５．７原子％以下のＬｉ、６．５原子％以下のＩｎの中の何れか１元素を含み、残部が不可避的不純物であるものである。

また、第二成分の結晶粒界への偏在濃度が結晶粒内平均濃度の１．２倍以上に制御されているマグネシウム材等である。このマグネシウム材は、材料の組成および結晶粒径を様々に制御することで、例えば個々のデバイスに求められる所望の強度・加工硬化性・延性等の力学的特性を実現しながら、生体内における分解速度を制御できるものである。すなわち、このマグネシウム材を母材とすることで、本発明の医療用生分解性マグネシウム材の母材の分解速度は所望に制御できることになる。

そして、この医療用生分解性マグネシウム材において特徴的な皮膜は、母材であるマグネシウムまたはマグネシウム合金の保護皮膜として機能し、生体内埋入直後から母材が分解し始めるまでの期間をその用途にそくした期間保つことを可能とし、その期間母材本来の強度を確実に保持することを可能としている。このような皮膜としては、陽極酸化により形成されるマグネシウム酸化物および水酸化物を含む皮膜であることが、医療用生分解性材料として最も好適であることが、本発明者らの研究により見出された。

皮膜の厚さは、母材であるマグネシウムまたはマグネシウム合金が分解を始めるまでの期間に応じて任意のものとすることができる。

さらにこの皮膜は、上記のとおり、マグネシウム材の陽極酸化により形成されることから、マグネシウム酸化物や水酸化物を含むものとして特徴づけることができる。マグネシウム酸化物やマグネシウム水酸化物の割合や構造に伴いリン酸カルシウムの析出量や構造が変化される。このリン酸カルシウムは骨の形成を促進して骨と材料との接合性を改善し、また血管内皮細胞とのなじみもよい。このような特性から、本発明の医療用生分解性マグネシウム材は、その表面が、体液からのリン酸カルシウムの析出を促進する機能を持つ、生体適合性が非常に高いものとして実現されることになる。したがって、この医療用生分解性マグネシウム材により作製される医療用生分解性デバイスは、生体内に埋入されるとデバイス表面が周辺組織と適度に接合し、周辺組織の細胞とのなじみがよく、表面の生体適合性が高いため、例えば血栓形成が起こることなく、埋入初期から周辺組織の治癒が始まり早期に終了することが期待できる。

また、この皮膜は、陽極酸化により形成されることから、皮膜の構造・厚さ・組成などを多様に変化させることができ、皮膜の保護性や生体適合性を調整することが可能である。例えば、陽極酸化の条件や用いる電解溶液の種類および濃度等の条件によって、皮膜の組成および形態などを多様なものに制御することが可能とされる。具体的には、例えば、本発明の医療用生分解性マグネシウム材は、皮膜に、マグネシウム酸化物や水酸化物以外に、電解溶液に由来する成分元素および化合物等を含ませることができる。また、皮膜の表面を平滑なものとすることもできるし、多孔質としたり、かつその孔径を変化させることもできる。例えば、具体的には、本発明の医療用生分解性マグネシウム材は、これに限定されるものではないが、皮膜に、１μｍ以下の孔が形成されたものとすることができる。また、例えば、リン酸カルシウムの析出能や析出する結晶構造を制御することが可能となる。

近年では、生体材料の表面から薬物を供給して病変部分の治癒を促進する治療が行われており、本発明の医療用生分解性マグネシウム材においては、このような孔等の表面形態を薬物担持および薬物徐放の目的で利用することができる。これにより、この出願の発明の医療用生分解性マグネシウム材の表面は、高い生体適合性に加えて、周辺組織の治癒を促進する薬物を放出する機能を有するものとすることができる。例えば、具体的には、本発明の医療用生分解性マグネシウム材により骨折固定材を作製する場合については、皮膜の孔に骨成長因子であるタンパク質等を担持させておき、デバイスの生体内埋入後に表面から徐放させることで骨形成を促進し、骨折の治癒を促進する治療を提案することができる。また、ステントの場合は、ステントによる血管壁への継続的な力学的刺激のために血管内皮細胞が異常に増殖して起こる再狭窄を防ぐため、ステント表面から薬物を供給して、血管内皮細胞の異常な増殖を防ぐ治療を行うことが可能とされる。さらに、病変部位のある血管壁は、正常な血管壁よりも強度や弾性が低下しており、ステントで押し広げただけでは正常な血管壁の強度や弾性に戻らないため、ステント表面から血管壁の修復を促進する薬物を徐放させる治療も可能とされる。他に、例えば、骨粗鬆症の患者の骨に薬物を担持したデバイス（薬物徐放医療用デバイス）を埋入することで、デバイスから薬物を徐放させて骨量の増加を促進する治療を行うことなどが可能とされる。このような本発明の医療用生分解性マグネシウム材における多孔質の表面は、その孔内に薬物を担持し、体内で徐放する薬物徐放表面として利用できるものであり、さらに孔径や多孔度を制御することにより、様々な種類の薬物を担持したり、薬物を病変部位に適した速度で徐放したりといった調整機能を付与することも考慮される。

以上のような本発明の医療用生分解性マグネシウム材において、陽極酸化による皮膜の形成およびその形態の制御は、母材であるマグネシウム材の組成や組織に関係なく行うことができ、なおかつマグネシウム材の微細組織にも影響を与えない。したがって、母材としてのマグネシウムまたはマグネシウム合金は、その組成や組織を破壊されることなく、所定の強度−延性バランスおよび分解特性などを維持することができる。

以上の本発明の医療用生分解性マグネシウム材は、本発明が提供する方法により製造することができる。すなわち、本発明の医療用生分解性マグネシウム材の製造方法は、電解溶液中でマグネシウムまたはマグネシウム合金を陽極として通電することで陽極酸化し、マグネシウムまたはマグネシウム合金の表面に主としてマグネシウム酸化物および水酸化物を含む皮膜を形成させるようにしている。

母材としてのマグネシウムまたはマグネシウム合金は、上記のとおり、本発明者らが既に提案しているマグネシウム材（特願２００５−３３１８４１号参照）を使用することができる。母材の形態は、所望の目的を達成するためのサイズおよび形状のものとすることができる。この母材としてのマグネシウムまたはマグネシウム合金は、上記のとおりの組成を有し、平均結晶粒径が部材の最小部位の１／４以下に制御されているが、平均結晶粒径の制御は、例えば、加工プロセスによる組織制御を利用することで実現することができる。具体的には、結晶粒径の制御は、材料の再結晶が起こる温度以上で強いひずみ加工、例えば、押出・圧延加工などを行うことで可能とされる。例えば、より具体的には、母合金の組成にもよるが、４５０〜５５０℃程度の温度範囲で１．５〜８時間程度の均質化処理を施したのち、焼入れを行って均一分散組織を凍結し、８０〜３５０℃程度の温度範囲で温間ひずみを加えることなどが一例として示される。平均結晶粒径の制御は、このような押出・圧延加工に限定されることはないが、押出・圧延加工による場合は、上記のとおりの再結晶温度以上での強加工が欠かせないものである。またこの場合の押出比（断面積比）は、例えば１６〜１００程度と、通常の押出加工よりも強加工となるよう行うことが好適な例として示される。

また、母材がマグネシウム合金の場合は、第二成分のＭｇへの固溶状態および結晶粒界への偏在状態を制御することで、強度−延性バランスおよび分解速度が所望の値に制御されている。第二成分の固溶状態および結晶粒界への偏在状態の制御は、組成の選択とともに、加工プロセスによる組織制御を利用することで実現される。具体的には、第二成分の固溶状態および結晶粒界への偏在状態の制御は、第二成分の濃度と結晶粒径の調整により可能となる。

電解溶液や雰囲気については、形成される皮膜に生体為害性を示す元素が取り込まれるのを防ぐため、例えばＭｎやＣｒなどの生体為害性を示す元素を含まないことが望ましい。このような電解溶液としては、例えば、公知の陽極酸化処理溶液を用いることができる。具体的には、水酸化ナトリウムや水酸化カリウム、酢酸アンモニウムなどの強アルカリ性の水溶液をベースに、リン酸塩、アルミン酸ナトリウムやフッ化物などを加えた溶液を例示することができる。これらの電解溶液は、生体為害性を示す元素を皮膜に残留させない溶液として有用である。このように、本発明においては、電解溶液の成分として、例えば、ナトリウム、カリウム、アルミニウムあるいはカルシウムの塩または水酸化物、リン酸、ケイ酸、アルミン酸、ホウ酸、シュウ酸、酢酸あるいは酒石酸の塩、フッ化物、エチレングリコールからなるグループから選択される１以上の成分を含むことを考慮することができる。より具体的には、例えば、リン酸ナトリウムやリン酸水素ナトリウム、フッ化カリウム、フッ化ナトリウムやフッ化アンモニウム、ケイ酸ナトリウム、ホウ酸ナトリウム、アルミン酸ナトリウム、シュウ酸ナトリウム、水酸化アルミニウム、酒石酸アンモニウム、エチレングリコール等の成分がその一例として例示される。とりわけフッ化物などを加えた電解溶液については、皮膜を多孔質とする場合や、その多孔度や孔径の制御を容易にするために用いることができる。また、例えば、Ａｌイオンが含まれる溶液の場合には、Ａｌが酸化物やＭｇとの複合酸化物として皮膜に取り込ませることができる。このように、例えば電解溶液の組成や濃度等の条件を変化させることで、皮膜に溶液中の元素を取り込ませたり、皮膜の多孔度や孔径等の形態を変化させたりすることができる。

陽極酸化の条件については、所望の皮膜の保護性や生体適合性および形態に応じて、電圧、電流、処理時間を変化させることができる。一般的には、処理時間を長くするほど皮膜の厚みが厚くなり、また電圧を制御することで厚みや形態を変化させることができ、生体内への埋入初期の母材の分解を任意の期間にわたって抑制することができるようになる。さらに、電圧および電流を制御することで、皮膜の表面形態を制御することができる。母材の大きさや形状、電解溶液の組成等によっても異なるため一概には言えないが、例えば、電圧を５Ｖ付近の低い電圧および皮膜の絶縁破壊電圧以上の高い電圧にすることで、皮膜を多孔質にすることができる。また、孔径や多孔度を制御することができる。また、電圧によっては、皮膜中に母材または電解溶液の成分元素を含有させることができ、皮膜の組成を変化させることが可能となる。

以上のような本発明は、陽極酸化によりマグネシウム材の表面を処理するものであるが、表面処理技術としては、陽極酸化の手法以外にも、一般的に、化成処理、電気めっき、ほうろう法、イオンプレーティング、スパッタリングの手法が利用されており、水熱処理や酸化雰囲気中での熱酸化処理も考慮することができる。しかしながら、ＪＩＳ規格にある化成処理では、処理溶液のほとんどに重クロム酸ナトリウムを含み、クロメート皮膜を作製することを目的としている。近年６価クロムを使用しないノンクロム化成処理が実施されているが、６価クロムの代わりにマンガンを含む処理溶液が多い。６価クロムおよびマンガンは生体為害性が高く、化成処理表面への６価クロムやマンガンの残留の可能性を無視できないため、現行の化成処理は医療用生分解性マグネシウム材の表面処理方法として適していないと判断される。

また、電気めっき、ほうろう法、イオンプレーティング、スパッタリングは、いずれも下地とは異なる組成の金属もしくは金属酸化物を材料表面にコーティングする方法であり、皮膜の構造、厚さ、組成制御は比較的簡便な手法である。しかしながら、例えば、めっき等の皮膜にマグネシウムよりも貴な金属が含まれた場合に、体内でめっき層が残っている状態で下地のマグネシウムが表出すると、そこにガルバニ電池が構成されてマグネシウムの局部腐食が大きく加速される。局部腐食はデバイスの一部の欠落や急激な崩壊につながり、破片が血流に放出されるなど危険な要素が拭い去れないという問題がある。

さらに、酸化雰囲気中での生体用マグネシウム材の熱酸化処理として、４００〜６００℃の加熱温度で、３〜１００時間の処理が提案されている（特開２００２−２８２２９号公報）。この手法によると、マグネシウム材の種類によっては、結晶粒の粗大化が起こり、強度・延性の低下を招いてしまうために長期にわたって強度を要するデバイスを作製するには望ましくない。

一方、水熱処理の一種であるオートクレーブ処理は、生体材料の滅菌方法の一つとして、通常１２０〜１２１℃、１５〜３０分程度の条件で行われる。上記の条件では純マグネシウムおよびマグネシウム合金の結晶粒粗大化は起こり難いため、本願の陽極酸化とともに医療用生分解性マグネシウム材の皮膜作製および改質の有効な方法となりうると考えられる。

以上のような本発明の医療用生分解性マグネシウム材は、体内への埋入初期における分解が抑制され、骨などの周辺組織との接合性、即ち生体適合性および接合性が改善されたものであり、さまざまな医療用の生分解性デバイスとして利用することができる。これに限定されることはないが、例えば、具体的な例として、下記に示したようなデバイスとして用いるのが有効である。ボーンプレートやミニプレートなどの骨折固定材、人工骨や頭蓋骨プレートなどの再生医療デバイスのスキャホールド（足場材料）、ステントや動脈瘤閉塞用コイルや心房中隔欠損症治療デバイスなどの循環器の治療用デバイス。また、血管、胆管や食道などの消化器管、および気管などの、管状の器官用のステント。さらに、体内の骨や血管などの組織構造中に留置して使用する薬物徐放医療用デバイス。例えば、骨折固定材などの骨周囲で使用する材料には、骨の再生を促進する機能や、ステントなどの血管内で使用する材料には、血栓の形成を抑制する機能等を付与することができる。

以下に実施例を示し、本発明の実施の形態についてさらに詳しく説明する。もちろん、この発明は以下の例に限定されるものではなく、細部については様々な態様が可能であることは言うまでもない。

＜実施例１：陽極酸化皮膜の形態の制御＞
Ｙを０．３原子％含有するマグネシウム二元合金（ａ）の表面を研磨し、室温、１ＮのＮａＯＨ中に浸漬して、（ｂ）２Ｖ，（ｃ）７Ｖ，（ｄ）１０Ｖ，（ｅ）２０Ｖ，（ｆ）１００Ｖまたは（ｇ）２００Ｖの条件で陽極酸化し、マグネシウム二元合金表面に陽極酸化皮膜を形成させた。図１および図２から図７に、マグネシウム二元合金（ａ）の研磨ままの表面と、（ｂ）〜（ｆ）の条件で作製した陽極酸化皮膜の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）像を示した。図１および図２から図７において、例えば（ａ１）はマグネシウム二元合金（ａ）の低倍率での観察像を、（ａ２）は高倍率での観察像を示している。

図１の（ａ１）（ａ２）から解るとおり、研磨ままの表面では研磨痕のみが観察された。図２の（ｂ１）（ｂ２）より、２Ｖで陽極酸化した表面は、凹凸やひび割れのない非常に滑らかな表面であったが、１μｍ以下の粒が散在していた。図３の（ｃ１）（ｃ２）より、７Ｖで陽極酸化した表面の皮膜は１μｍ以下の粒が凝集して形成されていた。図４の（ｄ１）（ｄ２）より、１０Ｖで陽極酸化した表面では、滑らかな皮膜中に多数の１μｍ以下の粒および孔が観察された。図５の（ｅ１）（ｅ２）より、２０Ｖで陽極酸化した表面は、凹凸のない非常に滑らかな表面であったが、幅３μｍ、長さ数十μｍの窪みが散在していた。図６の（ｆ１）（ｆ２）より、１００Ｖで陽極酸化した表面は数十μｍのクレーターが掘られたような形状の凹凸が激しく、クレーターの内部、外部ともサブミクロンオーダーの微粒子が凝集して形成されていた。また、その粒子間にもサブミクロンオーダーの孔が形成されていた。図７の（ｇ１）（ｇ２）より、２００Ｖで陽極酸化した表面は、１００Ｖでの表面と同様の形状をしているが、粒子間のすき間が１００Ｖにおけるよりも密であった。このため、孔径は２００Ｖにおける方が１００Ｖにおけるよりも小さいと考えられる。

以上の結果より、陽極酸化の電圧を制御することにより、マグネシウム二元合金の表面に形成させる陽極酸化皮膜の形態を制御できることが明らとなった。

さらに、５Ｖ付近の低い電圧および１００Ｖ以上の高い電圧においては皮膜が多孔質になること、また、電圧により多孔度および孔径を制御できることが明らかになった。

このように形成された皮膜の孔に、例えば、塗布、被覆、充填、浸漬などの手法を利用して薬物を担持させることが可能となり、さらに皮膜の多孔度および孔径を制御することにより、担持する薬物の量、種類および徐放速度に適した表面を得ることができる。

＜実施例２：陽極酸化皮膜の厚さの制御＞
Ｙを０．３原子％含有するマグネシウム二元合金の表面を研磨し、室温、１ＮのＮａＯＨ中に浸漬して、２Ｖ，７Ｖ，２０Ｖ，１００Ｖの条件で陽極酸化し、マグネシウム二元合金表面に陽極酸化皮膜を形成させた。図８に、マグネシウム二元合金の研磨ままの表面と、各条件で陽極酸化した表面における酸化皮膜の膜厚を示した。なお、膜厚は、Ａｒガススパッタリングを行いながらオージェ電子分光（ＡＥＳ）法により各表面の組成分析を行い、酸素濃度が最表面の５０％になったスパッタリング深さより求めた。

研磨ままの表面、２Ｖおよび２０Ｖで陽極酸化した表面の酸化皮膜はｎｍオーダーであるのに対し、７Ｖおよび１００Ｖで陽極酸化した表面の酸化皮膜はμｍオーダーであった。これより、陽極酸化の電圧の制御により、マグネシウム材の保護皮膜の厚さを制御できることが明らかになった。

このように皮膜の厚さを制御することにより、例えば、マグネシウム二元合金の機械的特性の保持期間、また、この皮膜に担持する薬物の量等を制御することができる。

＜実施例３：陽極酸化皮膜の組成の制御＞
Ｙを０．３原子％含有するマグネシウム二元合金の表面を研磨し、室温、１ＮのＮａＯＨ中に浸漬して、２Ｖまたは２０Ｖの条件で陽極酸化し、マグネシウム二元合金表面に陽極酸化皮膜を形成させた。

図９は、マグネシウム二元合金の研磨ままおよび陽極酸化した表面のＸ線光電子分光（ＸＰＳ）スペクトルを示すグラフであって、（ａ）はＭｇ ２ｐ電子スペクトル、（ｂ）はＭｇＫＬＬオージェ電子スペクトル、（ｃ）Ｙ ３ｄ電子スペクトルである。

図９（ａ）のＭｇ ２ｐ電子のスペクトルについては、各試料間で違いはほとんど見られなかった。図９（ｂ）のＭｇ ＫＬＬオージェ電子スペクトルにおいては、研磨まま表面においてのみ、金属状態に由来するブロードなピークが現れ、研磨まま表面の酸化皮膜が最も薄いことがわかった。図９（ｃ）のＹ ３ｄ電子スペクトルにおいては、２Ｖで陽極酸化した表面においてのみ、酸化物のＹに由来するピークが現れ、酸化皮膜中に第２元素であるＹが濃縮していた。

以上のことから、陽極酸化の電圧の制御により、マグネシウム合金の表面に形成させた皮膜の組成を制御できることが明らかになった。皮膜の組成を制御することにより、皮膜の保護性が変化し、強度保持期間を変化させることが可能となる。

＜実施例４：陽極酸化電圧と皮膜の保護性＞
陽極酸化によりマグネシウム材の表面に形成した皮膜が破壊せずにマグネシウム材の分解を抑制している期間、即ちマグネシウム材製デバイスの埋入初期の強度保持期間は、皮膜の保護性（耐久性）に依存することになる。

通常の皮膜を有する金属材の分極試験において見られるアノード電流の増加は、試料に電位が印加されることで、金属の溶解（イオン化）が促進されたり、塩化物イオンなどの特定の溶液成分による皮膜の破壊が促進されたり、皮膜の下地側と溶液側の間にかかる電場に皮膜が耐えられずに破壊したりすることで起こる。つまり、皮膜の保護性の指標として、分極試験における電位−電流曲線で急激に大きなアノード電流が流れる電位を、皮膜破壊電位として用いることができる。皮膜破壊電位が高いほど、皮膜の保護性は高い、すなわち皮膜がマグネシウム材の分解を抑制する期間が長いと評価できる。

そこで、平均結晶粒径が１μｍの純マグネシウム（不純物濃度：０．０５原子％以下）、Ｙ，Ｄｙ，Ｉｎ，Ｇｄ，ＹｂもしくはＮｄを０．３原子％含有するマグネシウム二元合金、および実用合金であるＡＺ３１押出材の、研磨まま試料および室温の１Ｎ ＮａＯＨ中で２Ｖ〜２００Ｖのある電圧で陽極酸化した試料（陽極酸化試料）について、表１に示す組成を有する疑似体液中で分極試験を行い、陽極酸化により形成される皮膜の保護性について調べた。本実施例４は、具体的には図１５に示すように以下のようにして行った。

図１５に示すように、３７℃に保った５００ｍｌの疑似体液（７）中に、試料（１）の表面が垂直となり暴露されるように試料（１）をステンレス製板（３）に、固定部材（２）としてシリコーン樹脂およびテフロン（登録商標）テープで被覆して固定した。ガラス製の容器（６）内の試料（１）表面近くに参照電極（４）として、飽和カロメル電極（ＳＣＥ）の先端を固定した。試料（１）表面と対峙する位置に対極（５）として白金板を固定した。これらを、みの口クリップと電線（８）によりポテンショスタット（９）に接続した。浸漬直後から試料（１）の浸漬電位の経時変化を１時間モニターした。引き続き、試料（１）の電位をＳＣＥに対して−１．８Ｖからアノード方向に１ｍＶ／ｓｅｃの速度で掃引した。

なお、この疑似体液は、表１に示したように、血漿中での濃度と同等の塩化物イオンを含む溶液である。マグネシウム材の皮膜は、通常中性に近い溶液中では塩化物イオンの攻撃を受けて破壊されやすい。ステントなどの血管内に埋入されるデバイスは血液に曝され、プレートなどの軟・硬組織近傍に埋入されるデバイスは細胞間質液に曝される。これら血液中および細胞間質液中の無機イオン濃度は、血漿中の濃度と同等であることから、本実施例は、マグネシウム材の皮膜の保護性の評価に適していると考えることができる。また、表１の疑似体液は、血漿中と同等の濃度のリン酸イオンおよびカルシウムイオンをも含む溶液であることから、皮膜表面へのリン酸カルシウム析出能の評価にも適していると考えられる。

上記分極試験で得られた分極曲線（電位−電流曲線）のアノード電流曲線上に、皮膜の破壊によってアノード電流密度が急激に増加する電位（皮膜破壊電位）が現れた。この皮膜破壊電位と陽極酸化の電圧の関係を図１０にまとめた。

図１０より、マグネシウム材の組成にかかわらず、陽極酸化により皮膜破壊電位が増加することが明らかになった。一方、ＡＺ３１押出材では２Ｖでの陽極酸化により皮膜破壊電位の増加がみられたのに対し、純マグネシウムおよびＹ，Ｄｙ，Ｉｎ，Ｇｄ，ＹｂもしくはＮｄを０．３原子％含有するマグネシウム二元合金では、２Ｖよりも高い電圧での陽極酸化により皮膜破壊電位の増加がみられた。さらに、皮膜破壊電位は陽極酸化電圧に依存して変化した。

これらの結果より、陽極酸化により皮膜の保護性を変化させ、マグネシウム材の分解を長短所望の保持期間に制御することができること、および陽極酸化電圧の制御により、マグネシウム材の分解が始まるまでの時間を所望の期間に制御できることが示された。

＜実施例５：陽極酸化試料の浸漬電位の経時変化＞
実用合金であるＡＺ３１押出材の研磨まま試料および、７Ｖもしくは１００Ｖで陽極酸化した試料を、上記表１の組成の疑似体液中に浸漬し、浸漬電位のモニタリングを２週間行った。浸漬の条件としては、約１ｃｍ^２の試料面積に対して１５０ｍｌの溶液を用い、溶液の温度を３７℃に保った。具体的には図１６に示すように、以下のようにして行った。

図１６に示すように、３７℃に保った１５０ｍｌの疑似体液（７）中に、試料（１）の表面が垂直となり暴露されるように試料（１）をステンレス製板（３）に、固定部材（２）としてシリコーン樹脂で被覆して固定した。テフロン（登録商標）製の容器（６）内の試料（１）表面近くに参照電極（４）として、飽和カロメル電極（ＳＣＥ）の先端を固定した。これらを、みの口クリップと電線（８）によりデジタルＸ−Ｙレコーダー（１０）に接続した。浸漬直後から試料（１）の浸漬電位の経時変化を２週間モニターした。

図１１は、（ａ）研磨まま、および（ｂ）７Ｖ、（ｃ）１００Ｖ、（ｄ）２００Ｖで陽極酸化したマグネシウム合金（ＡＺ３１押出材）の疑似体液中における浸漬電位の経時変化を示すグラフである。

研磨まま試料の浸漬初期の電位は−１．５３Ｖ（ＳＣＥ）であるのに対し、陽極酸化した試料の電位は−１．５０Ｖ（ＳＣＥ）であった。一般に浸漬電位が高いほど金属材料の表面皮膜による保護性は高いとされており、今回の結果も、陽極酸化によりマグネシウム材の表面に保護性の高い皮膜が形成されることを示すものであった。

陽極酸化した試料の浸漬電位の挙動を比較すると、７Ｖもしくは１００Ｖで陽極酸化した試料においては２週間の浸漬期間を通して、大きなスパイク状の電位の変動が頻繁にみられるのに対し、２００Ｖで陽極酸化した試料においては、電位の変動はほとんど起こっていなかった。浸漬電位の変動は、皮膜の局所的な破壊と修復により発生する。これより、陽極酸化の電圧により皮膜の局所的な破壊に対する耐性が変化すること、すなわち皮膜の保護性が変化することが明らかになった。

なお、研磨まま試料および１００Ｖで陽極酸化した試料の浸漬電位は、それぞれ７日目と１０日目付近で増加し始め、浸漬を終了した２週間目でも増加を続けていた。表２に示したように、浸漬２週間後の各試料表面にはＣａ、Ｐの析出がみられ、研磨ままおよび１００Ｖで陽極酸化した試料のＣａとＰの相対比は、７Ｖもしくは２００Ｖで陽極酸化した試料よりも小さかった。このことから、疑似体液中からのリン酸カルシウムの析出形態によって、浸漬電位の挙動が変化するものと考えられる。

＜比較例：気相での熱酸化試料との比較＞
従来技術文献（特許文献３およびＹ．Ａ． Ａｂｄｕｌｌａｔ， Ｓ． Ｔｓｕｔｓｕｍｉら， Ｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｓｃｉｅｎｃｅ Ｆｏｒｕｍ （２００３））に開示された酸化雰囲気中での熱酸化と同じ条件で、マグネシウム材を大気中で熱酸化して皮膜を形成し、本発明の陽極酸化により作製した皮膜と、形態および保護性を比較した。皮膜を形成するマグネシウム材として、Ｙを０．３原子％含有するマグネシウム二元合金を用いた。

図１２に、大気中で熱酸化したＹを０．３原子％含有するマグネシウム二元合金表面のＳＥＭ像を示した。試料表面には研磨痕の形状が残っており、皮膜のひび割れが多く観察された。図１２の（ａ３）に示した高倍率での観察においても、実施例１の陽極酸化皮膜に観察されたような孔は観察されなかった。熱酸化では、多孔質の皮膜は形成されにくいと考えられ、熱酸化による皮膜の作製は、薬物徐放表面の形成には向かないと考えられる。

この大気中で熱酸化したＹを０．３原子％含有するマグネシウム二元合金を疑似体液中に浸漬し、その皮膜破壊電位を調べて図１３に示した。比較のため、研磨ままの表面および２Ｖ，７Ｖもしくは１００Ｖで陽極酸化した合金の皮膜破壊電位を併せて示した。熱酸化した試料の皮膜破壊電位は研磨まま試料と同等であり、陽極酸化した試料よりも低かった。

このことから、熱酸化により作製した皮膜の保護性は、陽極酸化により作製した皮膜の保護性よりも劣ることが予測された。

大気中で熱酸化もしくは７Ｖで陽極酸化した、Ｙを０．３原子％含有するマグネシウム二元合金を、上記表１に示した組成の疑似体液中に２週間浸漬して、試料表面を実体顕微鏡で観察した際の像を図１４に示した。なお、各試料としては、直径８ｍｍ、厚さ２ｍｍのディスク状のものを用い、３１６Ｌステンレス鋼製の電極板に銀ペーストで貼り付け、試料表面の直径５ｍｍの外側および３１６Ｌステンレス鋼板はＰＴＦＥ系テープで被覆して絶縁した。

試料を２週間の浸漬後に溶液から引き上げたところ、熱酸化した試料は全て分解し、ゲル状の堆積物に変化していた。熱酸化で形成した酸化皮膜は疑似体液中への浸漬により失われ、このために試料は崩壊してしまった可能性がある。７Ｖで陽極酸化した試料は、元の形状を保っていたが、表面には厚いゲル状の析出物があった。このゲル状の堆積物は、陽極酸化した試料表面に均一に生成していた。

以上の表面観察、分極試験および浸漬試験の結果は、気相で熱酸化した表面皮膜の保護性が、陽極酸化した表面皮膜の保護性よりも低いことを示すものである。熱酸化よりもこの出願の発明の陽極酸化の方が、マグネシウムの強度保持期間の制御に適していることが明らかになった。

＜実施例６：結晶粒径、第二成分、陽極酸化時の電圧と皮膜の保護性＞
結晶粒径、第二成分、陽極酸化時の電圧により、皮膜の保護性をどのように制御できるかについて実験した。その実験結果を表３に示す。

試料の作製方法、陽極酸化方法および皮膜の保護性の測定方法については、本実施例４と同様である。

表３より、純マグネシウムにおいても粒子径の違いにより、同一の電圧で陽極酸化した場合でも異なる皮膜破壊電位を示した。これより、マグネシウム材の粒子径と陽極酸化の条件の組み合わせにより、マグネシウム材の分解を所望の保持期間に制御できることが示された。

また、第二成分となる添加元素の種類により、陽極酸化により皮膜破壊電位が高くなる元素と同等以下になる元素があることが明らかになった。これより、添加元素の種類と陽極酸化の条件の組み合わせにより、マグネシウム材の分解を長短所望の保持期間に制御できることが示された。

【０００１】
技術分野
［０００１］
本発明は、医療用生分解性デバイスの分解時間制御方法に関するものである。さらに詳しくは、本発明は、マグネシウムおよびその合金が本来的に有する強度、延性等の機械的特性を変化させずに所望の機械的特性を埋入初期に発揮させるとともに、機械的特性の保持期間を長短所望に制御することができる医療用生分解性デバイスの分解時間制御方法に関するものである。
背景技術
［０００２］
従来より一般的に使用されている金属製医療用デバイスは、体内埋入後、手術等により抜去しなければ体内に残存することになる。このようなデバイスとしては、用途によっては、周辺組織が修復している期間は強度を保持し、修復後には手術を要することなく分解して消失するものであることが望まれている。マグネシウム材は、生体為害性の低い材料であって、体液のような塩化物イオンの存在する中性付近の水溶液中では非常に速い速度で腐食され、分解して消失することから、生体内に埋入後に徐々に分解され吸収される医療用生分解金属材料としての利用が期待されており、その開発が進められてきている（例えば、特許文献１および２参照）。
［０００３］
しかしながら、デバイスの種類や患部の状態により、デバイスに要求される強度の保持期間は長短、非常に広い範囲にわたる。例えば、ステントなどの血管修復用デバイスには、血管の狭窄部が修復されるまでにかかる５日から６ヶ月の期間は強度を維持し、血管が修復された後はデバイス全体の分解が１週間から１２週間の期間でほぼ終了することが望まれる。というのは、血管壁が修復された後もステントが残存すると、ステントが血管壁へ与え続ける力学的・化学的刺激により、血管内皮細胞が過剰に増殖してしまうことによる血管の再狭窄が生じてしまうため、血管修復後のステントの消失は非常に重要であるからである。一方、骨折固定材には、骨折が治癒するまでの３ヶ月から１年の期間はデバイスが荷重を支持し、その後デバイス全体の分解が８ヶ月から５年の期間でほぼ終了することが望まれる。このように骨折治癒後のデバイス

【０００３】
械的特性を埋入初期に発揮させるとともに、長期にわたり分解を抑制することは困難であって、さらに機械的特性の保持期間を長短所望に制御することは困難であるのが実情である。
特許文献１：特開２００４−１６０２３６号公報
特許文献２：特願２００５−３３１８４１号
特許文献３：特開２００２−２８２２９号公報
発明の開示
発明が解決しようとする課題
［０００８］
そこで、本発明は、以上のとおりの事情に鑑みてなされたものであり、従来技術の問題点を解消し、マグネシウムおよびその合金が本来的に有する強度、延性等の機械的特性を変化させずに所望の機械的特性を埋入初期に発揮させるとともに、機械的特性の保持期間を長短所望に制御することができる医療用生分解性デバイスの分解時間制御方法を提供することを課題としている。
課題を解決するための手段
［０００９］
本発明の医療用生分解性デバイスの分解時間制御方法は、上記の課題を解決するものとして、第１には、生体内で分解してこれに吸収される医療用生分解性マグネシウム材またはマグネシウム合金材を基材とする医療用生分解性デバイスの生体内における分解時間制御方法であって、前記基材表面に陽極酸化によりマグネシウム酸化物および／または水酸化物からなる皮膜を形成し、その皮膜形態を制御することにより、生体内での分解時間を制御することを特徴とする。
［００１０］
また、第２には、第１の医療用生分解性デバイスの分解時間制御方法において、マグネシウムまたはマグネシウム合金の表面に所望の皮膜形態を付与するために、通電の時間、電圧、電流を制御することを特徴とする。
［００１１］
第３には、第１の医療用生分解性デバイスの分解時間制御方法において、ナトリウム、カリウム、アルミニウムあるいはカルシ

【０００４】
ウムの塩または水酸化物、リン酸、ケイ酸、アルミン酸、ホウ酸、シュウ酸、酢酸あるいは酒石酸の塩、フッ化物、エチレングリコールからなるグループから選択される１以上の成分を含む電解溶液中で、マグネシウムまたはマグネシウム合金を陽極として通電することで陽極酸化することを特徴とする。
［００１２］
［００１３］
［００１４］
［００１５］
［００１６］
発明の効果
［００１７］
本発明は、マグネシウム材又はその合金材の表面に陽極酸化によりマグネシウム酸化物および水酸化物を含む皮膜を形成することで、マグネシウム材又はその合金材が本来的に有する強度や延性などの機械的特性を変化させずに、所望の機械的特性を体内埋入初期に発揮させるとともに、マグネシウム材又はその合金材の機械的強度の劣化速度を制御することができる。
［００１８］
また、本発明は、マグネシウム材又はその合金材の皮膜の構造・厚さ・組成などの形態を、陽極酸化の条件によって多様に変化させることができ、生体内での皮膜の保護性、すなわち皮膜が破壊してマグネシウム材の母材の分解が開始するまでの期間を長短所望に制御でき、換言すれば、機械的特性の保持期間を長短所望に制御することができる。

【０００５】
［００１９］
上記の効果に加えて、さらに、本発明は以下のような効果をも奏する。
［００２０］
本発明の方法で処理した医療用生分解性マグネシウム材の皮膜表面ではリン酸カルシウムが析出され、その析出量や構造が生体内の埋め込み部位により変化されるため、骨組織周囲に埋入したマグネシウム材の皮膜表面では骨の形成が促進され、材料と骨の接合性が増加し、一方、リン酸カルシウムが析出したマグネシウム材の皮膜表面は軟組織適合性が高いことから、血管内に埋入した場合にはマグネシウム材の皮膜表面に早期にリン酸カルシウムが析出することで高い軟組織適合性を示し、生体適合性および接合性が改善された医療用生分解性マグネシウム材が提供される。また、骨の欠損部に埋め込む人工骨や頭蓋骨プレートなどの様に、マグネシウムの分解・吸収に伴い再生した骨と置き換わっていく、再生医療デバイスになることが期待できる。
［００２１］
また、皮膜を多孔質にすることができ、皮膜の孔内に薬物やタンパク質を担持させて生体内で徐放させることが可能な医療用生分解性マグネシウム材が提供される。さらに孔径を制御することで、担持する薬物やタンパク質の種類や徐放速度の制御をすることが可能になる。
図面の簡単な説明
［００２２］
［図１］マグネシウム二元合金の研磨ままの表面の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）像を示す写真で、（ａ２）は（ａ１）の一部拡大写真である。
［図２］マグネシウム二元合金の２Ｖで陽極酸化皮膜の表面の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）像を示す写真で、（ｂ２）は（ｂ１）の一部拡大写真である。
［図３］マグネシウム二元合金の７Ｖで陽極酸化皮膜の表面の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）像を示す写真で、（ｃ２）は（ｃ１）の一部拡大写真である。
［図４］マグネシウム二元合金の１０Ｖで陽極酸化皮膜の表面の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）像を示す写真で、（ｄ２）は（ｄ１）の一部拡大写真である。

本発明は、医療用生分解性デバイスの分解時間制御方法に関するものである。さらに詳しくは、本発明は、マグネシウムおよびその合金が本来的に有する強度、延性等の機械的特性を変化させずに所望の機械的特性を埋入初期に発揮させるとともに、機械的特性の保持期間を長短所望に制御することができる医療用生分解性デバイスの分解時間制御方法に関するものである。

従来より一般的に使用されている金属製医療用デバイスは、体内埋入後、手術等により抜去しなければ体内に残存することになる。このようなデバイスとしては、用途によっては、周辺組織が修復している期間は強度を保持し、修復後には手術を要することなく分解して消失するものであることが望まれている。マグネシウム材は、生体為害性の低い材料であって、体液のような塩化物イオンの存在する中性付近の水溶液中では非常に速い速度で腐食され、分解して消失することから、生体内に埋入後に徐々に分解され吸収される医療用生分解性金属材料としての利用が期待されており、その開発が進められてきている（例えば、特許文献１および２参照）。

しかしながら、デバイスの種類や患部の状態により、デバイスに要求される強度の保持期間は長短、非常に広い範囲にわたる。例えば、ステントなどの血管修復用デバイスには、血管の狭窄部が修復されるまでにかかる５日から６ヶ月の期間は強度を維持し、血管が修復された後はデバイス全体の分解が１週間から１２週間の期間でほぼ終了することが望まれる。というのは、血管壁が修復された後もステントが残存すると、ステントが血管壁へ与え続ける力学的・化学的刺激により、血管内皮細胞が過剰に増殖してしまうことによる血管の再狭窄が生じてしまうため、血管修復後のステントの消失は非常に重要であるからである。一方、骨折固定材には、骨折が治癒するまでの３ヶ月から１年の期間はデバイスが荷重を支持し、その後デバイス全体の分解が８ヶ月から５年の期間でほぼ終了することが望まれる。このように骨折治癒後のデバイスの分解および消失に伴い、治癒した骨に徐々に荷重がかかっていくため、骨に代わってデバイスが荷重を支持してしまう荷重遮断を抑制することが可能となる。これは、荷重遮断による骨吸収（骨が痩せてしまうこと）が原因で起こる再骨折の抑制に繋がり、また骨折治癒後にデバイスを取り出す手術を行う必要がなく、患者の負担を軽減できる。このように、デバイスによって要求される強度の保持期間が広い範囲にわたり、ときには数ヶ月以上の長期間になる場合もある。また、強度保持を要する期間とその後の分解期間とで、分解の進行が制御できることが望ましいと考えられる。

例えば、特許文献１に提案された生分解性マグネシウム材は、デバイスの大きさによって分解期間を制御するようにしている。しかしながら、埋入直後から分解が開始することに加え、所望のデバイスサイズや埋入する空間が限られる生体内では、長期の強度保持が要されるデバイスとして適切に用いることは実質的に不可能であった。

また、本発明者らが特許文献２において提案している生分解性マグネシウム材は、材料自身の組成や組織制御によって材料の強度−延性バランスおよび生体内での分解速度を所望の値に制御するものであり、例えば、マグネシウムの結晶粒径を小さくする程分解速度を速めることができ、粒径を大きくしたり添加元素およびその濃度を制御することで分解速度を遅くすることができるものである。しかしながら、結晶粒径を大きくした場合は分解速度の微調整が難しくなり、分解速度を精密に遅くさせることは比較的困難であった。つまり、埋入直後から分解が開始するため、埋入初期の強度保持と長期間にわたる分解速度の両方を多様に制御するのは困難であった。

これに対し、生体用純マグネシウムを酸化雰囲気中で熱酸化することにより耐食性を改善し、マグネシウム本来の機械的強度を活用する技術が提案されてもいる（特許文献３）。しかしながら、特許文献３の高温での熱処理は、母材であるマグネシウム材の微細組織を変化させてしまい、強度低下や耐食性低下を招くため、熱酸化を適用できるマグネシウム材は限られてしまうという問題があった。さらに、熱酸化によりマグネシウム材の表面に形成される酸化皮膜は、体内埋入後、長期にわたり十分にマグネシウム材の分解を抑制できるものではなかった。

このように、従来の医療用生分解性マグネシウム材においては、マグネシウムおよびその合金が本来的に有する強度、延性等の機械的特性を変化させずに所望の機械的特性を埋入初期に発揮させるとともに、長期にわたり分解を抑制することは困難であって、さらに機械的特性の保持期間を長短所望に制御することは困難であるのが実情である。
特開２００４−１６０２３６号公報 特願２００５−３３１８４１号 特開２００２−２８２２９号公報

そこで、本発明は、以上のとおりの事情に鑑みてなされたものであり、従来技術の問題点を解消し、マグネシウムおよびその合金が本来的に有する強度、延性等の機械的特性を変化させずに所望の機械的特性を埋入初期に発揮させるとともに、機械的特性の保持期間を長短所望に制御することができる医療用生分解性デバイスの分解時間制御方法を提供することを課題としている。

本発明の医療用生分解性デバイスの分解時間制御方法は、上記の課題を解決するものとして、第１には、生体内で分解してこれに吸収される医療用生分解性マグネシウム材またはマグネシウム合金材を基材とする医療用生分解性デバイスの生体内における分解時間制御方法であって、前記基材表面に陽極酸化によりマグネシウム酸化物および／または水酸化物からなる皮膜を形成し、その皮膜形態を制御することにより、生体内での分解時間を制御することを特徴とする。

また、第２には、第１の医療用生分解性デバイスの分解時間制御方法において、マグネシウムまたはマグネシウム合金の表面に所望の皮膜形態を付与するために、通電の時間、電圧、電流を制御することを特徴とする。

第３には、第１の医療用生分解性デバイスの分解時間制御方法において、ナトリウム、カリウム、アルミニウムあるいはカルシウムの塩または水酸化物、リン酸、ケイ酸、アルミン酸、ホウ酸、シュウ酸、酢酸あるいは酒石酸の塩、フッ化物、エチレングリコールからなるグループから選択される１以上の成分を含む電解溶液中で、マグネシウムまたはマグネシウム合金を陽極として通電することで陽極酸化することを特徴とする。

本発明は、マグネシウム材又はその合金材の表面に陽極酸化によりマグネシウム酸化物および水酸化物を含む皮膜を形成することで、マグネシウム材又はその合金材が本来的に有する強度や延性などの機械的特性を変化させずに、所望の機械的特性を体内埋入初期に発揮させるとともに、マグネシウム材又はその合金材の機械的強度の劣化速度を制御することができる。

また、本発明は、マグネシウム材又はその合金材の皮膜の構造・厚さ・組成などの形態を、陽極酸化の条件によって多様に変化させることができ、生体内での皮膜の保護性、すなわち皮膜が破壊してマグネシウム材の母材の分解が開始するまでの期間を長短所望に制御でき、換言すれば、機械的特性の保持期間を長短所望に制御することができる。

上記の効果に加えて、さらに、本発明は以下のような効果をも奏する。

本発明の方法で処理した医療用生分解性マグネシウム材の皮膜表面ではリン酸カルシウムが析出され、その析出量や構造が生体内の埋め込み部位により変化されるため、骨組織周囲に埋入したマグネシウム材の皮膜表面では骨の形成が促進され、材料と骨の接合性が増加し、一方、リン酸カルシウムが析出したマグネシウム材の皮膜表面は軟組織適合性が高いことから、血管内に埋入した場合にはマグネシウム材の皮膜表面に早期にリン酸カルシウムが析出することで高い軟組織適合性を示し、生体適合性および接合性が改善された医療用生分解性マグネシウム材が提供される。また、骨の欠損部に埋め込む人工骨や頭蓋骨プレートなどの様に、マグネシウムの分解・吸収に伴い再生した骨と置き換わっていく、再生医療デバイスになることが期待できる。

また、皮膜を多孔質にすることができ、皮膜の孔内に薬物やタンパク質を担持させて生体内で徐放させることが可能な医療用生分解性マグネシウム材が提供される。さらに孔径を制御することで、担持する薬物やタンパク質の種類や徐放速度の制御をすることが可能になる。

本発明は上記のとおりの特徴をもつものであるが、以下にその実施の形態について説明する。

本発明の方法で処理した医療用生分解性マグネシウム材は、マグネシウムまたはマグネシウム合金の表面に、陽極酸化によって形成され、主としてマグネシウム酸化物および水酸化物を含む皮膜を備えていることを特徴としている。

この医療用生分解性マグネシウム材は、生体内に埋入され、埋入後に徐々に分解されて体内に吸収される医療用の生分解材料として用いることができるものであって、その形状およびサイズ等の形態は、目的に応じて任意のものとすることができる。

前記医療用生分解性マグネシウム材は、母材であるマグネシウム材の表面に陽極酸化による皮膜が形成されたものとして理解されるが、母材であるマグネシウムまたはマグネシウム合金は、本発明者らが既に提案している、強度−延性バランスが高く維持されたまま、生体内に埋入後の分解速度が制御されている生分解性のマグネシウム材（特願２００５−３３１８４１号参照）とすることができる。具体的には、不純物濃度が０．０５原子％以下のマグネシウムであって、平均結晶粒径が部材の最小部位の１／４以下に制御されているマグネシウム材や、主成分として９３．５原子％以上のマグネシウムを含み、第二成分として、０．０３原子％以下のＣｅ、０．０３原子％以下のＰｒ、０．０３３原子％以下のＡｕ、０．０４３原子％以下のＩｒ、０．０４７原子％以下のＬａ、０．０６７原子％以下のＰｄ、０．１７原子％以下のＴｈ、０．２１原子％以下のＮｄ、０．３原子％以下のＣａ、０．３原子％以下のＭｎ、０．３５原子％以下のＺｒ、０．３７原子％以下のＢｉ、０．４原子％以下のＹｂ、０．４７原子％以下のＲｂ、０．６４原子％以下のＣｏ、０．８原子％以下のＺｎ、０．８原子％の以下Ｐｕ、１．０原子％以下のＧａ、１．３原子％以下のＹ、１．３原子％以下のＡｇ、１．５原子％以下のＧｄ、１．６原子％以下のＤｙ、１．８原子％以下のＨｏ、２．１原子％以下のＴｍ、２．４原子％以下のＥｒ、３．０原子％以下のＬｕ、３．９原子％以下のＡｌ、５．０原子％以下のＳｃ、５．７原子％以下のＬｉ、６．５原子％以下のＩｎの中の何れか１元素を含み、残部が不可避的不純物であるものである。

また、第二成分の結晶粒界への偏在濃度が結晶粒内平均濃度の１．２倍以上に制御されているマグネシウム材等である。このマグネシウム材は、材料の組成および結晶粒径を様々に制御することで、例えば個々のデバイスに求められる所望の強度・加工硬化性・延性等の力学的特性を実現しながら、生体内における分解速度を制御できるものである。すなわち、このマグネシウム材を母材とすることで、前記医療用生分解性マグネシウム材の母材の分解速度は所望に制御できることになる。

そして、この医療用生分解性マグネシウム材において特徴的な皮膜は、母材であるマグネシウムまたはマグネシウム合金の保護皮膜として機能し、生体内埋入直後から母材が分解し始めるまでの期間をその用途にそくした期間保つことを可能とし、その期間母材本来の強度を確実に保持することを可能としている。このような皮膜としては、陽極酸化により形成されるマグネシウム酸化物および水酸化物を含む皮膜であることが、医療用生分解性材料として最も好適であることが、本発明者らの研究により見出された。

皮膜の厚さは、母材であるマグネシウムまたはマグネシウム合金が分解を始めるまでの期間に応じて任意のものとすることができる。

さらにこの皮膜は、上記のとおり、マグネシウム材の陽極酸化により形成されることから、マグネシウム酸化物や水酸化物を含むものとして特徴づけることができる。マグネシウム酸化物やマグネシウム水酸化物の割合や構造に伴いリン酸カルシウムの析出量や構造が変化される。このリン酸カルシウムは骨の形成を促進して骨と材料との接合性を改善し、また血管内皮細胞とのなじみもよい。このような特性から、前記医療用生分解性マグネシウム材は、その表面が、体液からのリン酸カルシウムの析出を促進する機能を持つ、生体適合性が非常に高いものとして実現されることになる。したがって、この医療用生分解性マグネシウム材により作製される医療用生分解性デバイスは、生体内に埋入されるとデバイス表面が周辺組織と適度に接合し、周辺組織の細胞とのなじみがよく、表面の生体適合性が高いため、例えば血栓形成が起こることなく、埋入初期から周辺組織の治癒が始まり早期に終了することが期待できる。

また、この皮膜は、陽極酸化により形成されることから、皮膜の構造・厚さ・組成などを多様に変化させることができ、皮膜の保護性や生体適合性を調整することが可能である。例えば、陽極酸化の条件や用いる電解溶液の種類および濃度等の条件によって、皮膜の組成および形態などを多様なものに制御することが可能とされる。具体的には、例えば、医療用生分解性マグネシウム材は、皮膜に、マグネシウム酸化物や水酸化物以外に、電解溶液に由来する成分元素および化合物等を含ませることができる。また、皮膜の表面を平滑なものとすることもできるし、多孔質としたり、かつその孔径を変化させることもできる。例えば、具体的には、医療用生分解性マグネシウム材は、これに限定されるものではないが、皮膜に、１μｍ以下の孔が形成されたものとすることができる。また、例えば、リン酸カルシウムの析出能や析出する結晶構造を制御することが可能となる。

近年では、生体材料の表面から薬物を供給して病変部分の治癒を促進する治療が行われており、前記医療用生分解性マグネシウム材においては、このような孔等の表面形態を薬物担持および薬物徐放の目的で利用することができる。これにより、この医療用生分解性マグネシウム材の表面は、高い生体適合性に加えて、周辺組織の治癒を促進する薬物を放出する機能を有するものとすることができる。例えば、具体的には、医療用生分解性マグネシウム材により骨折固定材を作製する場合については、皮膜の孔に骨成長因子であるタンパク質等を担持させておき、デバイスの生体内埋入後に表面から徐放させることで骨形成を促進し、骨折の治癒を促進する治療を提案することができる。また、ステントの場合は、ステントによる血管壁への継続的な力学的刺激のために血管内皮細胞が異常に増殖して起こる再狭窄を防ぐため、ステント表面から薬物を供給して、血管内皮細胞の異常な増殖を防ぐ治療を行うことが可能とされる。さらに、病変部位のある血管壁は、正常な血管壁よりも強度や弾性が低下しており、ステントで押し広げただけでは正常な血管壁の強度や弾性に戻らないため、ステント表面から血管壁の修復を促進する薬物を徐放させる治療も可能とされる。他に、例えば、骨粗鬆症の患者の骨に薬物を担持したデバイス（薬物徐放医療用デバイス）を埋入することで、デバイスから薬物を徐放させて骨量の増加を促進する治療を行うことなどが可能とされる。このような医療用生分解性マグネシウム材における多孔質の表面は、その孔内に薬物を担持し、体内で徐放する薬物徐放表面として利用できるものであり、さらに孔径や多孔度を制御することにより、様々な種類の薬物を担持したり、薬物を病変部位に適した速度で徐放したりといった調整機能を付与することも考慮される。

以上のような医療用生分解性マグネシウム材において、陽極酸化による皮膜の形成およびその形態の制御は、母材であるマグネシウム材の組成や組織に関係なく行うことができ、なおかつマグネシウム材の微細組織にも影響を与えない。したがって、母材としてのマグネシウムまたはマグネシウム合金は、その組成や組織を破壊されることなく、所定の強度−延性バランスおよび分解特性などを維持することができる。

以上の医療用生分解性マグネシウム材は、以下の方法により製造することができる。すなわち、医療用生分解性マグネシウム材の製造方法は、電解溶液中でマグネシウムまたはマグネシウム合金を陽極として通電することで陽極酸化し、マグネシウムまたはマグネシウム合金の表面に主としてマグネシウム酸化物および水酸化物を含む皮膜を形成させるようにしている。

母材としてのマグネシウムまたはマグネシウム合金は、上記のとおり、本発明者らが既に提案しているマグネシウム材（特願２００５−３３１８４１号参照）を使用することができる。母材の形態は、所望の目的を達成するためのサイズおよび形状のものとすることができる。この母材としてのマグネシウムまたはマグネシウム合金は、上記のとおりの組成を有し、平均結晶粒径が部材の最小部位の１／４以下に制御されているが、平均結晶粒径の制御は、例えば、加工プロセスによる組織制御を利用することで実現することができる。具体的には、結晶粒径の制御は、材料の再結晶が起こる温度以上で強いひずみ加工、例えば、押出・圧延加工などを行うことで可能とされる。例えば、より具体的には、母合金の組成にもよるが、４５０〜５５０℃程度の温度範囲で１．５〜８時間程度の均質化処理を施したのち、焼入れを行って均一分散組織を凍結し、８０〜３５０℃程度の温度範囲で温間ひずみを加えることなどが一例として示される。平均結晶粒径の制御は、このような押出・圧延加工に限定されることはないが、押出・圧延加工による場合は、上記のとおりの再結晶温度以上での強加工が欠かせないものである。またこの場合の押出比（断面積比）は、例えば１６〜１００程度と、通常の押出加工よりも強加工となるよう行うことが好適な例として示される。

また、母材がマグネシウム合金の場合は、第二成分のＭｇへの固溶状態および結晶粒界への偏在状態を制御することで、強度−延性バランスおよび分解速度が所望の値に制御されている。第二成分の固溶状態および結晶粒界への偏在状態の制御は、組成の選択とともに、加工プロセスによる組織制御を利用することで実現される。具体的には、第二成分の固溶状態および結晶粒界への偏在状態の制御は、第二成分の濃度と結晶粒径の調整により可能となる。

電解溶液や雰囲気については、形成される皮膜に生体為害性を示す元素が取り込まれるのを防ぐため、例えばＭｎやＣｒなどの生体為害性を示す元素を含まないことが望ましい。このような電解溶液としては、例えば、公知の陽極酸化処理溶液を用いることができる。具体的には、水酸化ナトリウムや水酸化カリウム、酢酸アンモニウムなどの強アルカリ性の水溶液をベースに、リン酸塩、アルミン酸ナトリウムやフッ化物などを加えた溶液を例示することができる。これらの電解溶液は、生体為害性を示す元素を皮膜に残留させない溶液として有用である。このように、本発明においては、電解溶液の成分として、例えば、ナトリウム、カリウム、アルミニウムあるいはカルシウムの塩または水酸化物、リン酸、ケイ酸、アルミン酸、ホウ酸、シュウ酸、酢酸あるいは酒石酸の塩、フッ化物、エチレングリコールからなるグループから選択される１以上の成分を含むことを考慮することができる。より具体的には、例えば、リン酸ナトリウムやリン酸水素ナトリウム、フッ化カリウム、フッ化ナトリウムやフッ化アンモニウム、ケイ酸ナトリウム、ホウ酸ナトリウム、アルミン酸ナトリウム、シュウ酸ナトリウム、水酸化アルミニウム、酒石酸アンモニウム、エチレングリコール等の成分がその一例として例示される。とりわけフッ化物などを加えた電解溶液については、皮膜を多孔質とする場合や、その多孔度や孔径の制御を容易にするために用いることができる。また、例えば、Ａｌイオンが含まれる溶液の場合には、Ａｌが酸化物やＭｇとの複合酸化物として皮膜に取り込ませることができる。このように、例えば電解溶液の組成や濃度等の条件を変化させることで、皮膜に溶液中の元素を取り込ませたり、皮膜の多孔度や孔径等の形態を変化させたりすることができる。

陽極酸化の条件については、所望の皮膜の保護性や生体適合性および形態に応じて、電圧、電流、処理時間を変化させることができる。一般的には、処理時間を長くするほど皮膜の厚みが厚くなり、また電圧を制御することで厚みや形態を変化させることができ、生体内への埋入初期の母材の分解を任意の期間にわたって抑制することができるようになる。さらに、電圧および電流を制御することで、皮膜の表面形態を制御することができる。母材の大きさや形状、電解溶液の組成等によっても異なるため一概には言えないが、例えば、電圧を５Ｖ付近の低い電圧および皮膜の絶縁破壊電圧以上の高い電圧にすることで、皮膜を多孔質にすることができる。また、孔径や多孔度を制御することができる。また、電圧によっては、皮膜中に母材または電解溶液の成分元素を含有させることができ、皮膜の組成を変化させることが可能となる。

以上のような本発明は、陽極酸化によりマグネシウム材の表面を処理するものであるが、表面処理技術としては、陽極酸化の手法以外にも、一般的に、化成処理、電気めっき、ほうろう法、イオンプレーティング、スパッタリングの手法が利用されており、水熱処理や酸化雰囲気中での熱酸化処理も考慮することができる。しかしながら、ＪＩＳ規格にある化成処理では、処理溶液のほとんどに重クロム酸ナトリウムを含み、クロメート皮膜を作製することを目的としている。近年６価クロムを使用しないノンクロム化成処理が実施されているが、６価クロムの代わりにマンガンを含む処理溶液が多い。６価クロムおよびマンガンは生体為害性が高く、化成処理表面への６価クロムやマンガンの残留の可能性を無視できないため、現行の化成処理は医療用生分解性マグネシウム材の表面処理方法として適していないと判断される。

また、電気めっき、ほうろう法、イオンプレーティング、スパッタリングは、いずれも下地とは異なる組成の金属もしくは金属酸化物を材料表面にコーティングする方法であり、皮膜の構造、厚さ、組成制御は比較的簡便な手法である。しかしながら、例えば、めっき等の皮膜にマグネシウムよりも貴な金属が含まれた場合に、体内でめっき層が残っている状態で下地のマグネシウムが表出すると、そこにガルバニ電池が構成されてマグネシウムの局部腐食が大きく加速される。局部腐食はデバイスの一部の欠落や急激な崩壊につながり、破片が血流に放出されるなど危険な要素が拭い去れないという問題がある。

さらに、酸化雰囲気中での生体用マグネシウム材の熱酸化処理として、４００〜６００℃の加熱温度で、３〜１００時間の処理が提案されている（特開２００２−２８２２９号公報）。この手法によると、マグネシウム材の種類によっては、結晶粒の粗大化が起こり、強度・延性の低下を招いてしまうために長期にわたって強度を要するデバイスを作製するには望ましくない。

一方、水熱処理の一種であるオートクレーブ処理は、生体材料の滅菌方法の一つとして、通常１２０〜１２１℃、１５〜３０分程度の条件で行われる。上記の条件では純マグネシウムおよびマグネシウム合金の結晶粒粗大化は起こり難いため、本願の陽極酸化とともに医療用生分解性マグネシウム材の皮膜作製および改質の有効な方法となりうると考えられる。

以上のような医療用生分解性マグネシウム材は、体内への埋入初期における分解が抑制され、骨などの周辺組織との接合性、即ち生体適合性および接合性が改善されたものであり、さまざまな医療用の生分解性デバイスとして利用することができる。これに限定されることはないが、例えば、具体的な例として、下記に示したようなデバイスとして用いるのが有効である。ボーンプレートやミニプレートなどの骨折固定材、人工骨や頭蓋骨プレートなどの再生医療デバイスのスキャホールド（足場材料）、ステントや動脈瘤閉塞用コイルや心房中隔欠損症治療デバイスなどの循環器の治療用デバイス。また、血管、胆管や食道などの消化器管、および気管などの、管状の器官用のステント。さらに、体内の骨や血管などの組織構造中に留置して使用する薬物徐放医療用デバイス。例えば、骨折固定材などの骨周囲で使用する材料には、骨の再生を促進する機能や、ステントなどの血管内で使用する材料には、血栓の形成を抑制する機能等を付与することができる。

以下に実施例を示し、本発明の実施の形態についてさらに詳しく説明する。もちろん、この発明は以下の例に限定されるものではなく、細部については様々な態様が可能であることは言うまでもない。

＜実施例１：陽極酸化皮膜の形態の制御＞
Ｙを０．３原子％含有するマグネシウム二元合金（ａ）の表面を研磨し、室温、１ＮのＮａＯＨ中に浸漬して、（ｂ）２Ｖ，（ｃ）７Ｖ，（ｄ）１０Ｖ，（ｅ）２０Ｖ，（ｆ）１００Ｖまたは（ｇ）２００Ｖの条件で陽極酸化し、マグネシウム二元合金表面に陽極酸化皮膜を形成させた。図１および図２から図７に、マグネシウム二元合金（ａ）の研磨ままの表面と、（ｂ）〜（ｆ）の条件で作製した陽極酸化皮膜の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）像を示した。図１および図２から図７において、例えば（ａ１）はマグネシウム二元合金（ａ）の低倍率での観察像を、（ａ２）は高倍率での観察像を示している。

図１の（ａ１）（ａ２）から解るとおり、研磨ままの表面では研磨痕のみが観察された。図２の（ｂ１）（ｂ２）より、２Ｖで陽極酸化した表面は、凹凸やひび割れのない非常に滑らかな表面であったが、１μｍ以下の粒が散在していた。図３の（ｃ１）（ｃ２）より、７Ｖで陽極酸化した表面の皮膜は１μｍ以下の粒が凝集して形成されていた。図４の（ｄ１）（ｄ２）より、１０Ｖで陽極酸化した表面では、滑らかな皮膜中に多数の１μｍ以下の粒および孔が観察された。図５の（ｅ１）（ｅ２）より、２０Ｖで陽極酸化した表面は、凹凸のない非常に滑らかな表面であったが、幅３μｍ、長さ数十μｍの窪みが散在していた。図６の（ｆ１）（ｆ２）より、１００Ｖで陽極酸化した表面は数十μｍのクレーターが掘られたような形状の凹凸が激しく、クレーターの内部、外部ともサブミクロンオーダーの微粒子が凝集して形成されていた。また、その粒子間にもサブミクロンオーダーの孔が形成されていた。図７の（ｇ１）（ｇ２）より、２００Ｖで陽極酸化した表面は、１００Ｖでの表面と同様の形状をしているが、粒子間のすき間が１００Ｖにおけるよりも密であった。このため、孔径は２００Ｖにおける方が１００Ｖにおけるよりも小さいと考えられる。

以上の結果より、陽極酸化の電圧を制御することにより、マグネシウム二元合金の表面に形成させる陽極酸化皮膜の形態を制御できることが明らとなった。

さらに、５Ｖ付近の低い電圧および１００Ｖ以上の高い電圧においては皮膜が多孔質になること、また、電圧により多孔度および孔径を制御できることが明らかになった。

このように形成された皮膜の孔に、例えば、塗布、被覆、充填、浸漬などの手法を利用して薬物を担持させることが可能となり、さらに皮膜の多孔度および孔径を制御することにより、担持する薬物の量、種類および徐放速度に適した表面を得ることができる。

＜実施例２：陽極酸化皮膜の厚さの制御＞
Ｙを０．３原子％含有するマグネシウム二元合金の表面を研磨し、室温、１ＮのＮａＯＨ中に浸漬して、２Ｖ，７Ｖ，２０Ｖ，１００Ｖの条件で陽極酸化し、マグネシウム二元合金表面に陽極酸化皮膜を形成させた。図８に、マグネシウム二元合金の研磨ままの表面と、各条件で陽極酸化した表面における酸化皮膜の膜厚を示した。なお、膜厚は、Ａｒガススパッタリングを行いながらオージェ電子分光（ＡＥＳ）法により各表面の組成分析を行い、酸素濃度が最表面の５０％になったスパッタリング深さより求めた。

研磨ままの表面、２Ｖおよび２０Ｖで陽極酸化した表面の酸化皮膜はｎｍオーダーであるのに対し、７Ｖおよび１００Ｖで陽極酸化した表面の酸化皮膜はμｍオーダーであった。これより、陽極酸化の電圧の制御により、マグネシウム材の保護皮膜の厚さを制御できることが明らかになった。

このように皮膜の厚さを制御することにより、例えば、マグネシウム二元合金の機械的特性の保持期間、また、この皮膜に担持する薬物の量等を制御することができる。

＜実施例３：陽極酸化皮膜の組成の制御＞
Ｙを０．３原子％含有するマグネシウム二元合金の表面を研磨し、室温、１ＮのＮａＯＨ中に浸漬して、２Ｖまたは２０Ｖの条件で陽極酸化し、マグネシウム二元合金表面に陽極酸化皮膜を形成させた。

図９は、マグネシウム二元合金の研磨ままおよび陽極酸化した表面のＸ線光電子分光（ＸＰＳ）スペクトルを示すグラフであって、（ａ）はＭｇ ２ｐ電子スペクトル、（ｂ）はＭｇＫＬＬオージェ電子スペクトル、（ｃ）Ｙ ３ｄ電子スペクトルである。

図９（ａ）のＭｇ ２ｐ電子のスペクトルについては、各試料間で違いはほとんど見られなかった。図９（ｂ）のＭｇ ＫＬＬオージェ電子スペクトルにおいては、研磨まま表面においてのみ、金属状態に由来するブロードなピークが現れ、研磨まま表面の酸化皮膜が最も薄いことがわかった。図９（ｃ）のＹ ３ｄ電子スペクトルにおいては、２Ｖで陽極酸化した表面においてのみ、酸化物のＹに由来するピークが現れ、酸化皮膜中に第２元素であるＹが濃縮していた。

以上のことから、陽極酸化の電圧の制御により、マグネシウム合金の表面に形成させた皮膜の組成を制御できることが明らかになった。皮膜の組成を制御することにより、皮膜の保護性が変化し、強度保持期間を変化させることが可能となる。

＜実施例４：陽極酸化電圧と皮膜の保護性＞
陽極酸化によりマグネシウム材の表面に形成した皮膜が破壊せずにマグネシウム材の分解を抑制している期間、即ちマグネシウム材製デバイスの埋入初期の強度保持期間は、皮膜の保護性（耐久性）に依存することになる。

通常の皮膜を有する金属材の分極試験において見られるアノード電流の増加は、試料に電位が印加されることで、金属の溶解（イオン化）が促進されたり、塩化物イオンなどの特定の溶液成分による皮膜の破壊が促進されたり、皮膜の下地側と溶液側の間にかかる電場に皮膜が耐えられずに破壊したりすることで起こる。つまり、皮膜の保護性の指標として、分極試験における電位−電流曲線で急激に大きなアノード電流が流れる電位を、皮膜破壊電位として用いることができる。皮膜破壊電位が高いほど、皮膜の保護性は高い、すなわち皮膜がマグネシウム材の分解を抑制する期間が長いと評価できる。

そこで、平均結晶粒径が１μｍの純マグネシウム（不純物濃度：０．０５原子％以下）、Ｙ，Ｄｙ，Ｉｎ，Ｇｄ，ＹｂもしくはＮｄを０．３原子％含有するマグネシウム二元合金、および実用合金であるＡＺ３１押出材の、研磨まま試料および室温の１Ｎ ＮａＯＨ中で２Ｖ〜２００Ｖのある電圧で陽極酸化した試料（陽極酸化試料）について、表１に示す組成を有する疑似体液中で分極試験を行い、陽極酸化により形成される皮膜の保護性について調べた。本実施例４は、具体的には図１５に示すように以下のようにして行った。

図１５に示すように、３７℃に保った５００ｍｌの疑似体液（７）中に、試料（１）の表面が垂直となり暴露されるように試料（１）をステンレス製板（３）に、固定部材（２）としてシリコーン樹脂およびテフロン（登録商標）テープで被覆して固定した。ガラス製の容器（６）内の試料（１）表面近くに参照電極（４）として、飽和カロメル電極（ＳＣＥ）の先端を固定した。試料（１）表面と対峙する位置に対極（５）として白金板を固定した。これらを、みの口クリップと電線（８）によりポテンショスタット（９）に接続した。浸漬直後から試料（１）の浸漬電位の経時変化を１時間モニターした。引き続き、試料（１）の電位をＳＣＥに対して−１．８Ｖからアノード方向に１ｍＶ／ｓｅｃの速度で掃引した。

なお、この疑似体液は、表１に示したように、血漿中での濃度と同等の塩化物イオンを含む溶液である。マグネシウム材の皮膜は、通常中性に近い溶液中では塩化物イオンの攻撃を受けて破壊されやすい。ステントなどの血管内に埋入されるデバイスは血液に曝され、プレートなどの軟・硬組織近傍に埋入されるデバイスは細胞間質液に曝される。これら血液中および細胞間質液中の無機イオン濃度は、血漿中の濃度と同等であることから、本実施例は、マグネシウム材の皮膜の保護性の評価に適していると考えることができる。また、表１の疑似体液は、血漿中と同等の濃度のリン酸イオンおよびカルシウムイオンをも含む溶液であることから、皮膜表面へのリン酸カルシウム析出能の評価にも適していると考えられる。

上記分極試験で得られた分極曲線（電位−電流曲線）のアノード電流曲線上に、皮膜の破壊によってアノード電流密度が急激に増加する電位（皮膜破壊電位）が現れた。この皮膜破壊電位と陽極酸化の電圧の関係を図１０にまとめた。

図１０より、マグネシウム材の組成にかかわらず、陽極酸化により皮膜破壊電位が増加することが明らかになった。一方、ＡＺ３１押出材では２Ｖでの陽極酸化により皮膜破壊電位の増加がみられたのに対し、純マグネシウムおよびＹ，Ｄｙ，Ｉｎ，Ｇｄ，ＹｂもしくはＮｄを０．３原子％含有するマグネシウム二元合金では、２Ｖよりも高い電圧での陽極酸化により皮膜破壊電位の増加がみられた。さらに、皮膜破壊電位は陽極酸化電圧に依存して変化した。

これらの結果より、陽極酸化により皮膜の保護性を変化させ、マグネシウム材の分解を長短所望の保持期間に制御することができること、および陽極酸化電圧の制御により、マグネシウム材の分解が始まるまでの時間を所望の期間に制御できることが示された。

＜実施例５：陽極酸化試料の浸漬電位の経時変化＞
実用合金であるＡＺ３１押出材の研磨まま試料および、７Ｖもしくは１００Ｖで陽極酸化した試料を、上記表１の組成の疑似体液中に浸漬し、浸漬電位のモニタリングを２週間行った。浸漬の条件としては、約１ｃｍ^２の試料面積に対して１５０ｍｌの溶液を用い、溶液の温度を３７℃に保った。具体的には図１６に示すように、以下のようにして行った。

図１６に示すように、３７℃に保った１５０ｍｌの疑似体液（７）中に、試料（１）の表面が垂直となり暴露されるように試料（１）をステンレス製板（３）に、固定部材（２）としてシリコーン樹脂で被覆して固定した。テフロン（登録商標）製の容器（６）内の試料（１）表面近くに参照電極（４）として、飽和カロメル電極（ＳＣＥ）の先端を固定した。これらを、みの口クリップと電線（８）によりデジタルＸ−Ｙレコーダー（１０）に接続した。浸漬直後から試料（１）の浸漬電位の経時変化を２週間モニターした。

図１１は、（ａ）研磨まま、および（ｂ）７Ｖ、（ｃ）１００Ｖ、（ｄ）２００Ｖで陽極酸化したマグネシウム合金（ＡＺ３１押出材）の疑似体液中における浸漬電位の経時変化を示すグラフである。

研磨まま試料の浸漬初期の電位は−１．５３Ｖ（ＳＣＥ）であるのに対し、陽極酸化した試料の電位は−１．５０Ｖ（ＳＣＥ）であった。一般に浸漬電位が高いほど金属材料の表面皮膜による保護性は高いとされており、今回の結果も、陽極酸化によりマグネシウム材の表面に保護性の高い皮膜が形成されることを示すものであった。

陽極酸化した試料の浸漬電位の挙動を比較すると、７Ｖもしくは１００Ｖで陽極酸化した試料においては２週間の浸漬期間を通して、大きなスパイク状の電位の変動が頻繁にみられるのに対し、２００Ｖで陽極酸化した試料においては、電位の変動はほとんど起こっていなかった。浸漬電位の変動は、皮膜の局所的な破壊と修復により発生する。これより、陽極酸化の電圧により皮膜の局所的な破壊に対する耐性が変化すること、すなわち皮膜の保護性が変化することが明らかになった。

なお、研磨まま試料および１００Ｖで陽極酸化した試料の浸漬電位は、それぞれ７日目と１０日目付近で増加し始め、浸漬を終了した２週間目でも増加を続けていた。表２に示したように、浸漬２週間後の各試料表面にはＣａ、Ｐの析出がみられ、研磨ままおよび１００Ｖで陽極酸化した試料のＣａとＰの相対比は、７Ｖもしくは２００Ｖで陽極酸化した試料よりも小さかった。このことから、疑似体液中からのリン酸カルシウムの析出形態によって、浸漬電位の挙動が変化するものと考えられる。

＜比較例：気相での熱酸化試料との比較＞
従来技術文献（特許文献３およびＹ．Ａ． Ａｂｄｕｌｌａｔ， Ｓ． Ｔｓｕｔｓｕｍｉら， Ｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｓｃｉｅｎｃｅ Ｆｏｒｕｍ （２００３））に開示された酸化雰囲気中での熱酸化と同じ条件で、マグネシウム材を大気中で熱酸化して皮膜を形成し、本発明の陽極酸化により作製した皮膜と、形態および保護性を比較した。皮膜を形成するマグネシウム材として、Ｙを０．３原子％含有するマグネシウム二元合金を用いた。

図１２に、大気中で熱酸化したＹを０．３原子％含有するマグネシウム二元合金表面のＳＥＭ像を示した。試料表面には研磨痕の形状が残っており、皮膜のひび割れが多く観察された。図１２の（ａ３）に示した高倍率での観察においても、実施例１の陽極酸化皮膜に観察されたような孔は観察されなかった。熱酸化では、多孔質の皮膜は形成されにくいと考えられ、熱酸化による皮膜の作製は、薬物徐放表面の形成には向かないと考えられる。

この大気中で熱酸化したＹを０．３原子％含有するマグネシウム二元合金を疑似体液中に浸漬し、その皮膜破壊電位を調べて図１３に示した。比較のため、研磨ままの表面および２Ｖ，７Ｖもしくは１００Ｖで陽極酸化した合金の皮膜破壊電位を併せて示した。熱酸化した試料の皮膜破壊電位は研磨まま試料と同等であり、陽極酸化した試料よりも低かった。

このことから、熱酸化により作製した皮膜の保護性は、陽極酸化により作製した皮膜の保護性よりも劣ることが予測された。

大気中で熱酸化もしくは７Ｖで陽極酸化した、Ｙを０．３原子％含有するマグネシウム二元合金を、上記表１に示した組成の疑似体液中に２週間浸漬して、試料表面を実体顕微鏡で観察した際の像を図１４に示した。なお、各試料としては、直径８ｍｍ、厚さ２ｍｍのディスク状のものを用い、３１６Ｌステンレス鋼製の電極板に銀ペーストで貼り付け、試料表面の直径５ｍｍの外側および３１６Ｌステンレス鋼板はＰＴＦＥ系テープで被覆して絶縁した。

試料を２週間の浸漬後に溶液から引き上げたところ、熱酸化した試料は全て分解し、ゲル状の堆積物に変化していた。熱酸化で形成した酸化皮膜は疑似体液中への浸漬により失われ、このために試料は崩壊してしまった可能性がある。７Ｖで陽極酸化した試料は、元の形状を保っていたが、表面には厚いゲル状の析出物があった。このゲル状の堆積物は、陽極酸化した試料表面に均一に生成していた。

以上の表面観察、分極試験および浸漬試験の結果は、気相で熱酸化した表面皮膜の保護性が、陽極酸化した表面皮膜の保護性よりも低いことを示すものである。熱酸化よりもこの出願の発明の陽極酸化の方が、マグネシウムの強度保持期間の制御に適していることが明らかになった。

＜実施例６：結晶粒径、第二成分、陽極酸化時の電圧と皮膜の保護性＞
結晶粒径、第二成分、陽極酸化時の電圧により、皮膜の保護性をどのように制御できるかについて実験した。その実験結果を表３に示す。

試料の作製方法、陽極酸化方法および皮膜の保護性の測定方法については、本実施例４と同様である。

表３より、純マグネシウムにおいても粒子径の違いにより、同一の電圧で陽極酸化した場合でも異なる皮膜破壊電位を示した。これより、マグネシウム材の粒子径と陽極酸化の条件の組み合わせにより、マグネシウム材の分解を所望の保持期間に制御できることが示された。

また、第二成分となる添加元素の種類により、陽極酸化により皮膜破壊電位が高くなる元素と同等以下になる元素があることが明らかになった。これより、添加元素の種類と陽極酸化の条件の組み合わせにより、マグネシウム材の分解を長短所望の保持期間に制御できることが示された。

マグネシウム二元合金の研磨ままの表面の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）像を示す写真で、（ａ２）は（ａ１）の一部拡大写真である。 マグネシウム二元合金の２Ｖで陽極酸化皮膜の表面の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）像を示す写真で、（ｂ２）は（ｂ１）の一部拡大写真である。 マグネシウム二元合金の７Ｖで陽極酸化皮膜の表面の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）像を示す写真で、（ｃ２）は（ｃ１）の一部拡大写真である。 マグネシウム二元合金の１０Ｖで陽極酸化皮膜の表面の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）像を示す写真で、（ｄ２）は（ｄ１）の一部拡大写真である。 マグネシウム二元合金の２０Ｖで陽極酸化皮膜の表面の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）像を示す写真で、（ｅ２）は（ｅ１）の一部拡大写真である。 マグネシウム二元合金の１００Ｖで陽極酸化皮膜の表面の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）像を示す写真で、（ｆ２）は（ｆ１）の一部拡大写真である。 マグネシウム二元合金の２００Ｖで陽極酸化皮膜の表面の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）像を示す写真で、（ｇ２）は（ｇ１）の一部拡大写真である。 マグネシウム二元合金の研磨ままおよび陽極酸化した表面の酸化皮膜の厚さを示すグラフである。 マグネシウム二元合金の研磨ままおよび陽極酸化した表面のＸ線光電子分光（ＸＰＳ）スペクトルを示すグラフであって、（ａ）はＭｇ ２ｐ電子スペクトル、（ｂ）はＭｇＫＬＬオージェ電子スペクトル、（ｃ）Ｙ ３ｄ電子スペクトルである。 マグネシウム材の疑似体液中における皮膜破壊電位と陽極酸化の電圧の関係を示すグラフである。 （ａ）研磨まま、および（ｂ）７Ｖ、（ｃ）１００Ｖ、（ｄ）２００Ｖで陽極酸化したマグネシウム合金（ＡＺ３１押出材）の疑似体液中における浸漬電位の経時変化を示すグラフである。 熱酸化したマグネシウム二元合金の表面の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）像を示す写真である。（ａ２）は（ａ１）の一部拡大写真で、（ａ３）は（ａ２）の一部拡大写真である。 熱酸化もしくは陽極酸化したマグネシウム二元合金の疑似体液中における皮膜破壊電位を示すグラフである。 疑似体液に２週間浸漬した（ａ）熱酸化および（ｂ）７Ｖで陽極酸化したマグネシウム二元合金の表面実体顕微鏡像を示す写真である。 疑似体液中で分極試験方法を示す模式図である。 疑似体液中で浸漬試験方法を示す模式図である。

符号の説明

１ 試料
２ 固定部材
３ ステンレス製板
４ 参照電極
５ 対極
６ 容器
７ 疑似体液
８ 電線
９ ポテンショスタット
１０ デジタルＸ−Ｙレコーダー

Claims (8)

1. 生体内で分解してこれに吸収される医療用生分解性マグネシウム材であって、結晶化されたマグネシウムまたはマグネシウム合金の表面に、陽極酸化によって形成された、マグネシウム酸化物および水酸化物を含む皮膜を備えていることを特徴とする医療用生分解性マグネシウム材。
2. 請求項１に記載の医療用生分解性マグネシウム材において、その平均結晶粒径が部材の最小部位の１／４以下であることを特徴とする医療用生分解性マグネシウム材。
3. 請求項１又は２に記載の医療用生分解性マグネシウム材において、９３．５原子％以上のマグネシウムを主成分とし、第二成分を含有するものであって、その第二成分の結晶粒界への偏在濃度が結晶粒内平均濃度の１．２倍以上であることを特徴とする医療用生分解性マグネシウム材。
4. 請求項３に記載の医療用生分解性マグネシウム材であって、第二成分として、０．０３原子％以下のＣｅ、０．０３原子％以下のＰｒ、０．０３３原子％以下のＡｕ、０．０４３原子％以下のＩｒ、０．０４７原子％以下のＬａ、０．０６７原子％以下のＰｄ、０．１７原子％以下のＴｈ、０．２１原子％以下のＮｄ、０．３原子％以下のＣａ、０．３原子％以下のＭｎ、０．３５原子％以下のＺｒ、０．３７原子％以下のＢｉ、０．４原子％以下のＹｂ、０．４７原子％以下のＲｂ、０．６４原子％以下のＣｏ、０．８原子％以下のＺｎ、０．８原子％以下のＰｕ、１．０原子％以下のＧａ、１．３原子％以下のＹ、１．３原子％以下のＡｇ、１．５原子％以下のＧｄ、１．６原子％以下のＤｙ、１．８原子％以下のＨｏ、２．１原子％以下のＴｍ、２．４原子％以下のＥｒ、３．０原子％以下のＬｕ、３．９原子％以下のＡｌ、５．０原子％以下のＳｃ、５．７原子％以下のＬｉ、６．５原子％以下のＩｎの中の何れか１元素を含み、残部が不可避的不純物であることを特徴とする医療用生分解性マグネシウム材。
5. 請求項１から４のいずれかに記載の医療用生分解性マグネシウム材において、その皮膜が多孔質であることを特徴とする医療用生分解性マグネシウム材。
6. 請求項１から５のいずれかに記載の医療用生分解性マグネシウム材の製造方法であって、電解溶液中でマグネシウムまたはマグネシウム合金を陽極として通電することで陽極酸化することによりその表面にマグネシウム酸化物および水酸化物を含む皮膜を形成させることを特徴とする医療用生分解性マグネシウム材の製造方法。
7. 請求項６に記載の医療用生分解性マグネシウム材の製造方法において、電解溶液が、ナトリウム、カリウム、アルミニウムあるいはカルシウムの塩または水酸化物、リン酸、ケイ酸、アルミン酸、ホウ酸、シュウ酸、酢酸あるいは酒石酸の塩、フッ化物、エチレングリコールからなるグループから選択される１以上の成分を含む溶液であることを特徴とする医療用生分解性マグネシウム材の製造方法。
8. 請求項６又は７に記載の医療用生分解性マグネシウム材の製造方法において、所望の皮膜形態を得るために、通電の時間、電圧、電流を制御することを特徴とする医療用生分解性マグネシウム材の製造方法。