JP2018202074A - 医療用生体吸収性部材とその製造方法 - Google Patents

Abstract

【課題】 被膜も基材も生体内で溶解・吸収されて完全に消失する新規な医療用生体吸収性部材およびその製造方法を提供すること。
【解決手段】 生体内での溶解時期を調整する耐食性被膜にてマグネシウム又はマグネシウム合金からなる基材の表面が覆われてなる医療用生体吸収性部材であって、前記耐食性被膜がＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰリン酸カルシウム被膜を主成分とする生体吸収性の被膜であることを特徴とする医療用生体吸収性部材。
【選択図】 図３

Description

本発明は、生体内での溶解時期を調整する耐食性被膜にてマグネシウム又はマグネシウム合金からなる基材の表面が覆われてなる医療用生体吸収性部材に関し、より詳しくは、各種ステント、ミニプレート、スキャホールドなどの医療用生体吸収性デバイスに関する。

マグネシウム材は、体液のような塩化物イオンを含む溶液中で腐食し、消失すること、およびマグネシウムの生体為害性が低いこと、およびポリ乳酸のような生分解性高分子よりも強度が高いことから、医療用生体吸収性金属材料としての応用が検討されている。生体吸収性材料は、患部が治癒するまでの期間は周囲組織に加わる荷重を支えるために強度を保持し、患部が治癒した後には溶解、吸収されて消失する材料である。したがって、生体吸収性部材においては、埋入後の任意の期間にわたって必要な強度を保持するために、必要な期間にわたって腐食が抑制されていることが求められる。

生体吸収性デバイスに要求される強度保持期間は、デバイスの種類や患部の状態に応じて、長短の非常に広い範囲にわたる。例えば骨折固定材の場合、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。しかし、生体内で３ヶ月以上腐食が抑制されうるマグネシウム材は開発されていない。また、所望の腐食抑制期間と強度を兼ね備えたマグネシウム材の開発を、合金組成や合金組織制御により達成するのは非常に困難である。そこで、必要な機械的特性を有するマグネシウム材表面に耐食性被膜を形成することで、生体内で腐食が抑制されている期間を長くすることが求められている。また、長期間にわたって埋入する場合、耐食性被膜には高い生体適合性も求められる。

アパタイト結晶は生体内環境のような中性塩類溶液中での熱力学的安定性が比較的高いリン酸カルシウムであることから、表面被膜中に存在させることによって基材の耐食性を向上できると考えられる。また、アパタイト結晶は骨の成分であることから、基材の生体適合性を向上できると考えられる。
しかし、マグネシウムはアパタイトの結晶化を阻害する元素であるために、マグネシウム材表面に水溶液中で直接アパタイトを析出させるのは困難と考えられてきた。本発明者らは、このような従来の課題を解決して、マグネシウム材表面にアパタイト結晶を主成分とする被膜を直接に析出させた材料、およびアパタイト結晶を主成分とする被膜を作製する水溶液および作製方法を提案している（特許文献１参照）。

しかしながら、特許文献１に開示された被膜は水酸アパタイト（Ｃａ_１０（ＰＯ_４）_６（ＯＨ）_２、ＨＡｐ）を主成分とする被膜である。水酸アパタイトは骨の成分であり生体適合性は高いが、生体内環境でも化学的に安定なため、比較的長期間生体内に残ることが報告されている（非特許文献２参照）。
即ち、特許文献１に開示された製造方法で製造された水酸アパタイト被覆マグネシウム合金をマウス皮下に１６週埋入したところ、アパタイト被膜はほとんど溶解することなく残存していた。他方で、残存被膜が砕けて粒子状になると、免疫系細胞を誘導して炎症を起こす可能性がある。そこで、医療用生体吸収性部材として安全・安心な生体適合性を確保するためには、被膜も溶解・消失することが必要とされている。

非特許文献１では、純Ｍｇ表面にβ−ＴＣＰ被膜を作製し、生体適合性を評価した技術が開示されている。前処理として純Ｍｇを過飽和Ｎａ_２ＨＰＯ_４水溶液中、室温（２５℃）で３ｈ浸漬後、４００℃で１０ｈ熱処理した。β−ＴＣＰ被覆処理溶液組成は、Ｎａ_２ＨＰＯ_４・１２Ｈ_２Ｏ（２３．７５ｇ／Ｌ）−Ｃａ（ＮＯ_３）_２（１８．２ｇ／Ｌ）。７０℃で４８ｈ熱処理したものである。
しかし、非特許文献１は、Ｍｇを含まない化学量論組成に近いβ−ＴＣＰを作製したものである。そこで、非特許文献１の方法は前処理が必要で製造工程が複雑になるという課題があった。

特許第５３３９３４７号公報

The preparation, cytocompatibility, and in vitro biodegradation study of pure β−ＴＣＰ on magnesium, J. Mater. Sci. Mater. Med., 20, 1149-1157 (2009). 『異なる気孔率を有する炭酸含有アパタイト多孔体の生体吸収性と骨形成評価』 東京医科歯科大学生体材料工学研究所 ライフイノベーションマテリアル創製共同研究プロジェクトhttp://www.tmd.ac.jp/i-mde/www/kyoudou/labo/

本発明は上述した課題を解決するもので、被膜も基材も生体内で溶解・吸収されて完全に消失する新規な医療用生体吸収性部材およびその製造方法を提供することを目的とする。

本発明の医療用生体吸収性部材は、生体内での溶解時期を調整する耐食性被膜にてマグネシウム又はマグネシウム合金からなる基材の表面が覆われてなる医療用生体吸収性部材であって、前記耐食性被膜がＭｇ含有リン酸カルシウム被膜を主成分とする生体吸収性の被膜であることを特徴とする。

本発明の医療用生体吸収性部材において、好ましくは、前記Ｍｇ含有リン酸カルシウム被膜は、リン酸カルシウムとして、ウィットロカイト（Ｃａ_９（ＭｇＦｅ）（ＰＯ_４）_６ＰＯ_３ＯＨ）、リン酸三カルシウム（Ｃａ_３（ＰＯ_４）_２）、リン酸水素カルシウム（ＣａＨＰＯ_４）、リン酸水素カルシウム二水和物（ＣａＨＰＯ_４・２Ｈ_２Ｏ）、リン酸八カルシウム（Ｃａ_８（ＰＯ_４）_４（ＨＰＯ_４）_２（ＯＨ）_２）からなる群から選ばれる少なくとも一種で表されるとよい。
ここで、ウィットロカイト（Ｃａ_９（ＭｇＦｅ）（ＰＯ_４）_６ＰＯ_３ＯＨ）には、鉱物として採取されるウィットロカイトのようにＭｇとＦｅの両方が含まれるものと、本発明の実施例で作製したＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰのようにＭｇのみを含み、Ｆｅを含まないものとがある。
本発明の医療用生体吸収性部材において、好ましくは、前記耐食性被膜と基材とが水酸化マグネシウム層を介して一体化されてなるとよい。

本発明の医療用生体吸収性部材の製造方法であって、所定の形状に成型したマグネシウム又はマグネシウム合金基材を、リン酸イオンおよび非塩化系カルシウムイオンが過飽和状態で溶解している処理水溶液中に浸漬して、前記基材の表面にＭｇ含有リン酸カルシウム被膜を主成分とする生体吸収性被膜を析出させるとよい。

本発明の医療用生体吸収性部材の製造方法において、好ましくは、前記処理水溶液のカルシウムイオンはカルシウムキレート化合物の溶解により得られたものであるとよい。
本発明の医療用生体吸収性部材の製造方法において、好ましくは、前記処理水溶液にＭｇ^２＋イオンを添加するマグネシウム含有化合物を含ませるとよい。

本発明の医療用生体吸収性部材の製造方法において、好ましくは、前記処理水溶液にはＭｇ^２＋イオンを添加するために、Ｍｇ（ＯＨ）_２、Ｍｇ（ＮＯ_３）_２、Ｍｇ_３（ＰＯ_４）_２、ＭｇＣＯ_３、Ｍｇ（ＣＨ_３ＣＯＯ）_２、クエン酸マグネシウム、リンゴ酸マグネシウム、グルタミン酸マグネシウム、ステアリン酸マグネシウム、グルコン酸Ｍｇ、Ｍｇ−ＥＤＴＡ、純Ｍｇ又はマグネシウム合金からなる群から選ばれる少なくとも一種で表されるマグネシウム含有化合物を有するとよい。

本発明の医療用生体吸収性部材の製造方法において、好ましくは、前記処理水溶液の温度は６０℃以上、１００℃以下であるとよい。

本発明によれば、本発明の被膜は、生体内で化学的に溶解／破骨細胞が吸収して骨と置き換わることが知られているウィットロカイト（ＷＨ）／Ｍｇ置換β−ＴＣＰ（Ｍｇ−ＴＣＰ）被膜、およびＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰとＤＣＰＡの混合被膜である。これらを被覆したＭｇ合金は、生体内で被膜と基材の両方が容易に溶解、消失することが期待できる。
本発明のＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰおよびＤＣＰＡは、水酸アパタイトよりも化学的溶解性が高く、動物実験や臨床試験で水酸アパタイトよりも早期に生体骨と置換することが報告されている。したがって、ＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰ被覆Ｍｇ合金は被膜も基材も生体内で溶解・吸収されて完全に消失する材料になる。

図１は、本発明の一実施形態にかかるＭｇ（ＯＨ）_２添加有り（ＷＨ０１）で作製したＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰ被覆表面のＳＥＭ像である。 図２は、本発明の一実施形態にかかるＭｇ（ＯＨ）_２添加なし（ＷＨ０２）で作製したＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰ被覆表面のＳＥＭ像である。 図３は、ＷＨ０１とＷＨ０２の処理溶液で被覆したサンプルのＸＲＤパターンである。 図４は、１／２希釈した溶液で被覆したサンプルの表面SEM像である。 図５は、１／１０希釈した溶液で被覆したサンプルの表面SEM像である。 図６は、高濃度の溶液で被覆したサンプルのXRDパターンである。 図７は、低濃度の溶液で被覆したサンプルのXRDパターンである。 図８は、処理時間１０分で被覆したサンプルの表面ＳＥＭ像である。 図９は、処理時間４０分で被覆したサンプルの表面ＳＥＭ像である。 図１０は、９０℃で様々な処理時間で被覆したサンプルのＸＲＤパターンである。 図１１は、８０℃―処理時間２ｈで被覆したサンプルの表面ＳＥＭ像である。 図１２は、８０℃―処理時間４ｈで被覆したサンプルの表面ＳＥＭ像である。 図１３は、８０℃―処理時間６ｈで被覆したサンプルの表面ＳＥＭ像である。 図１４は、処理温度を８０℃にして処理時間を変えて処理したサンプルのＸＲＤパターンである。 図１５は、９０℃、１ｈ処理で被覆したサンプルの断面ＳＥＭ像である。 図１６は、８０℃、２ｈ処理で被覆したサンプルの断面ＳＥＭ像である。

用語の説明
ウィットロカイト（英語：Whitlockite、略称：ＷＨ）は鉱物であり、リン酸カルシウムの珍しい形である。組成式がＣａ_９（ＭｇＦｅ）（ＰＯ_４）_６ＰＯ_３ＯＨで示される。これは比較的まれな鉱物であるが、花崗岩質ペグマタイト、リン鉱石の鉱床、グアノの洞窟とコンドライト隕石に含まれている。
リン酸三カルシウム（英語：Tricalcium phosphate、略称：ＴＣＰ）は、化学式：Ｃａ_３（ＰＯ_４）_２で表されるリン酸とカルシウムの塩である。リン灰石として天然に産出し、また土壌中に広く分布して含まれ、植物の生長に必須の成分で、骨を燃焼させた際に得られる物質でもある。リン酸三カルシウムは三種の多形体を持ち、単斜晶のα−と六方晶系のα'−リン酸三カルシウム（α−ＴＣＰ、α'−ＴＣＰ）は、リン酸三カルシウムの高温多形体であり、β−リン酸三カルシウム（β−ＴＣＰ）は低温多形体である。β−リン酸三カルシウムの結晶学的密度は３．０６６ｇｃｍ^-３である。

リン酸水素カルシウムは、化学式（ＣａＨＰＯ_４）で表されるもので、略称はＤＣＰＡである。
リン酸水素カルシウム二水和物は、化学式（ＣａＨＰＯ_４・２Ｈ_２Ｏ）で表されるもので、略称はＤＣＰＤである。
リン酸八カルシウムは、化学式（Ｃａ_８（ＰＯ_４）_４（ＨＰＯ_４）_２（ＯＨ）_２）で表されるもので、略称はＯＣＰである。

化学量論組成のβ−ＴＣＰは高温で安定な結晶相であり、通常は焼成で作製される。本発明での被覆条件のような１００℃以下の水溶液処理では、化学量論組成のβ−ＴＣＰは生成しない。ここで、結晶構造中にＭｇなどのカチオンが取り込まれると、１００℃以下でもβ−ＴＣＰ構造が安定化し、Ｍｇ−ＴＣＰもしくはＷＨとなる。ＷＨとβ−ＴＣＰは結晶構造および組成が非常に類似しているため、容易に区別できない。
他方で、化学量論組成のβ−ＴＣＰ（Ｍｇを含まない）はすでに生体吸収性の人工骨の成分として上市されているため、ＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰ被膜は医療機器としての認可に有利な成分である。ＷＨとＭｇ−ＴＣＰは結晶構造と組成が類似しているため、ＸＲＤ測定や成分分析で分離するのは非常に困難であるが、両者の化学的性質は類似しているため、生体材料として明確に分類する必要はない。

ＷＨ／β−ＴＣＰ構造は比較的酸性側で安定であるため、処理溶液のｐＨは２．７〜４．０とした。基材マグネシウム合金は酸性水溶液中で容易に腐食溶解すること、Ｍｇ（ＯＨ）_２添加なしでもＷＨ／β−ＴＣＰ構造が得られたこと、断面観察で基材マグネシウム合金の腐食溶解が起こったことを示すＭｇ（ＯＨ）_２を主成分とする境界層が観察されたこと、本実施例での処理温度では熱力学的に化学量論組成のβ−ＴＣＰはできないことから、本発明の被膜構造中に基材から溶出したＭｇが取り込まれているといえる。本発明は、マグネシウム合金へのＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰ被覆で、Ｍｇ源を処理溶液中に添加しなくても良い点が利点として考えられる。

実施例１：処理溶液へのＭｇ（ＯＨ）_２添加がウィットロカイト（ＷＨ）およびＭｇ置換β−リン酸三カルシウム（Ｍｇ−ＴＣＰ）被膜形成に及ぼす影響
表１に示すＣａ−ＥＤＴＡ−Ｈ_３ＰＯ_４（−Ｍｇ（ＯＨ）_２）水溶液を９０℃に加温後、＃１２００研磨紙で表面を仕上げたＭｇ−４Ｙ−３ＲＥ（ＷＥ４３）合金ディスク（径１６．８ｍｍ×厚２ｍｍ）を浸漬し、１時間の処理を行った。
図１および図２にＭｇ（ＯＨ）_２添加有りと無しの処理溶液で処理したサンプルの表面ＳＥＭ像を示す。いずれの表面も多孔質の析出物で覆われており、被膜を形成していることがわかった。
図３にＭｇ（ＯＨ）_２添加有りと無しの処理溶液で処理したサンプルのＸＲＤパターンを示す。Ｍｇ（ＯＨ）_２の添加に関わらず、ウィットロカイト（ＷＨ）および／若しくはＭｇ置換β−リン酸三カルシウム（Ｍｇ−ＴＣＰ）構造が得られた。
ＳＥＭ観察およびＸＲＤの結果より、本処理溶液でＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰ被膜を形成できることがわかった。

実施例１において、１００℃以下でβ−ＴＣＰ構造安定性を向上させるＭｇ^２＋イオンを処理溶液に添加するためにＭｇ（ＯＨ）_２を用いたが、今回の添加量ではＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰ構造の形成に影響はみられなかった。Ｍｇ（ＯＨ）_２の水への溶解度は１．２ｍｇ／１００ｃｍ^３と非常に低いため、さらに高濃度のＭｇ（ＯＨ）_２を処理溶液に溶解するのは困難である。他にＭｇＣＯ_３、ＭｇＳＯ_４、ＭｇＳＯ_３、ＭｇＣｌＯ_４、Ｍｇ（ＮＯ_３）_２、Ｍｇ_３（ＰＯ_４）_２、ＭｇＣｌ_２、ＭｇＦ_２などが処理溶液に添加するＭｇ源として考えられるが、ＭｇＣＯ_３は水への溶解度が０．００１２ｍｏｌ／Ｌ（２５℃）と低く、ＭｇＦ_２は水にほとんど溶けない。ＭｇＳＯ_４やＭｇＣｌ_２とともに添加されるＳＯ_４イオンおよびＣｌイオンは基材マグネシウム合金を腐食させるため、マグネシウム合金の表面処理溶液に使用するには不向きである。Ｍｇ（ＣＨ_３ＣＯＯ）_２、クエン酸マグネシウム、リンゴ酸マグネシウム、グルタミン酸マグネシウム、ステアリン酸マグネシウムなどの有機塩もＭｇ源として考えられる。また、グルコン酸Ｍｇ、Ｍｇ−ＥＤＴＡなどの錯塩や、純Ｍｇやマグネシウム合金もＭｇ源として挙げられる。

実施例２：処理溶液濃度がウィットロカイト（ＷＨ）およびＭｇ置換β−リン酸三カルシウム（Ｍｇ−ＴＣＰ）被膜に及ぼす影響
表２に示す様々な濃度のＣａ−ＥＤＴＡ−Ｈ_３ＰＯ_４（−Ｍｇ（ＯＨ）_２）水溶液を９０℃に加温後、＃１２００研磨紙で表面を仕上げたＭｇ−４Ｙ−３ＲＥ（ＷＥ４３）合金ディスク（径１６．８ｍｍ×厚２ｍｍ）を浸漬し、１時間の処理を行った。表２の処理溶液は、濃度をＷＨ０２サンプルの処理溶液を基準に２倍に濃化もしくは、１／２、１／３、１／５および１／１０倍に希釈したものである。

図４および図５に、異なる濃度の処理溶液で処理したサンプルの表面ＳＥＭ像を示す。１／２希釈溶液では多孔質の被膜が明瞭に観察された。１／１０希釈溶液も被膜の形成が確認され、孔の密度が減少した。
図６および図７に、高濃度および低濃度の処理溶液で処理したサンプルのＸＲＤパターンを示す。２倍濃度の処理溶液では、リン酸二カルシウム無水物（ＤＣＰＡ）構造となった。１／２〜１／１０希釈溶液で処理したサンプルでは、ＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰ構造に由来するＸＲＤピークが得られた。濃度の低下に伴いＸＲＤピーク強度が減少した。
これの結果より、処理溶液の濃度でＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰ被膜の生成量を変化できることがわかった。

実施例２において、処理溶液濃度を高くすると、ＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰの代わりにＤＣＰＡが形成された。処理溶液濃度を高くすると、処理溶液中のＥＤＴＡで基材マグネシウム合金が腐食されるため、合金表面でのＭｇ^２＋イオン濃度が高くなりすぎてＷＨ／β−ＴＣＰ構造を保つことができず、ＤＣＰＡになったと考えられる。これより、処理溶液濃度には適正な範囲があることが示唆された。
一方、処理溶液濃度を低くしてもＷＨ／β−ＴＣＰ構造の被膜が得られることがわかった。濃度の減少に伴いＸＲＤピーク強度が減少することから、処理溶液濃度の制御で被膜の厚さを変えられることがわかった。被膜の厚さは耐食性や基材との密着性に影響を及ぼすことから、処理溶液濃度で厚さを変化させられる点は利点と考えられる。

実施例３：処理時間がウィットロカイト（ＷＨ）およびＭｇ置換β−リン酸三カルシウム（Ｍｇ−ＴＣＰ）被膜に及ぼす影響
表３に示すように、ＷＨ０２と同じ処理溶液を用い、処理時間を１０分から４０分の間で変化させ、ＷＥ４３合金ディスクの表面処理を行った。図８および図９に示すように、処理時間１０分でも表面全体が多孔質の析出物に覆われており被膜が形成されていた。処理時間４０分で６０分の場合よりも緻密な被膜を得ることができた。

図１０に示すＸＲＤパターンより、１０分と短い処理時間でもＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰ構造の被膜が得られることがわかった。処理時間の増加に伴いＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰのピーク強度が増加した。
以上の結果より、処理時間により被膜の厚さを変化させられることがわかった。

実施例３において、処理時間を変化させることで被膜の緻密さが変化した。被膜の緻密さは耐食性に影響を及ぼす一方、多孔質の被膜であることには次の利点が挙げられる。被膜を薬物の担体として考えた場合に、多孔質である方が薬物の担持がしやすく、孔の密度や大きさを制御することで薬物の放出速度を変化できる。また、ポリマーなどと複合化する場合、被膜の孔にポリマーが入ることでポリマー層とＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰ層の機械的咬合を強くする。

実施例４：温度がウィットロカイト（ＷＨ）およびＭｇ置換β−リン酸三カルシウム（Ｍｇ−ＴＣＰ）被膜に及ぼす影響
実施例１〜３にて、９０℃で作製したＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰ被膜よりも緻密な被膜を作製するため、処理温度を８０℃にして表面処理を行った。処理溶液の組成を表４に示す。

図１１〜図１３に８０℃で処理時間２ｈ、４ｈおよび６ｈで処理したサンプルの表面ＳＥＭ像を示す。図１４にＸＲＤパターンを示す。
図１１の８０℃で２ｈ処理したサンプルの表面形態は、図２に示す９０℃で１ｈ処理したサンプルの表面形態と同様であった。図１４に示す２ｈ処理サンプルのＸＲＤパターンにおけるＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰに帰属されるピークの強度は図３に示す９０℃で１ｈ処理サンプルにおけるＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰピーク強度と同程度であった。これらの結果より、処理温度を下げることでＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰ被膜形成の反応速度を低減できることがわかった。

８０℃での処理時間２ｈと４ｈ以上では表面形態が変化しており、４ｈ以上では２ｈ処理まではほとんどみられなかった顆粒状の堆積物が増加していた。処理時間４ｈではＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰのＸＲＤピークに加えてＤＣＰＡピークが現れ、処理時間の増加に伴いＤＣＰＡ由来のピーク強度が増加した。これより顆粒状の堆積物はＤＣＰＡと考えられる。これより、処理時間を長くすることで、ＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰとＤＣＰＡが混ざった被膜を形成できることがわかった。ここで、ＤＣＰＡは生体活性骨ペーストとして使用されている。ＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰとＤＣＰＡの混合比で被膜の生体内での溶解速度を変化できることが期待される。

図１５および図１６に、それぞれ９０℃―１ｈ処理および８０℃―６ｈ処理で被覆したサンプルの断面SEM像を示す。９０℃で作製したサンプルではＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰ被膜と基材Mg合金の境界に１０umの厚い水酸化マグネシウム層が形成されており、ＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰ被膜と水酸化マグネシウム層のいずれにもき裂がみられた。ＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰ被膜のき裂は表面から中間層に貫通しているものもみられた。一方、８０℃で作製したサンプルでは処理時間が６ｈと非常に長かったにもかかわらず水酸化マグネシウム層の厚さは９０℃―１ｈ処理の場合と同程度で、ＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰ被膜の表面から基材側に貫通しているものはみられなかった。これらの結果より、処理温度を下げることでＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰ被膜の緻密さを改善できることが示唆された。

実施例４において、処理温度を変えることでも被膜の緻密さが変化できることがわかった。これまでの研究でＣａ−ＥＤＴＡを用いたリン酸カルシウム系被膜の作製では、処理溶液を６０℃以上にすることで被膜の形成が起こることがわかった。したがって、処理温度を６０℃以上の温度範囲で制御することでも、被膜の緻密さを制御できる。

なお、上記の実施の形態においては、対象物としてＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰ被覆Ｍｇ合金を用いている医療用生体吸収性部材を行っているが、本発明はこれに限定されるものではなく、Ｍｇ含有リン酸カルシウム被膜は、リン酸カルシウムとして、ウィットロカイト（Ｃａ_９（ＭｇＦｅ）（ＰＯ_４）_６ＰＯ_３ＯＨ）、リン酸三カルシウム（Ｃａ_３（ＰＯ_４）_２）、リン酸水素カルシウム（ＣａＨＰＯ_４）、リン酸水素カルシウム二水和物（ＣａＨＰＯ_４・２Ｈ_２Ｏ）、リン酸八カルシウム（Ｃａ_８（ＰＯ_４）_４（ＨＰＯ_４）_２（ＯＨ）_２）からなる群から選ばれる少なくとも一種で表されればよい。

本発明の医療用生体吸収性部材によれば、ＷＨ／Ｍｇ−ＴＣＰ被覆Ｍｇ合金を用いているので、完全に生体内で溶解・吸収される骨固定材、人工骨が得られる。

Claims (8)

1. 生体内での溶解時期を調整する耐食性被膜にてマグネシウム又はマグネシウム合金からなる基材の表面が覆われてなる医療用生体吸収性部材であって、前記耐食性被膜がＭｇ含有リン酸カルシウム被膜を主成分とする生体吸収性の被膜であることを特徴とする医療用生体吸収性部材。
2. 請求項１に記載の医療用生体吸収性部材において、前記Ｍｇ含有リン酸カルシウム被膜は、リン酸カルシウムとして、ウィットロカイト（Ｃａ_９（ＭｇＦｅ）（ＰＯ_４）_６ＰＯ_３ＯＨ）、リン酸三カルシウム（Ｃａ_３（ＰＯ_４）_２）、リン酸水素カルシウム（ＣａＨＰＯ_４）、リン酸水素カルシウム二水和物（ＣａＨＰＯ_４・２Ｈ_２Ｏ）、リン酸八カルシウム（Ｃａ_８（ＰＯ_４）_４（ＨＰＯ_４）_２（ＯＨ）_２）からなる群から選ばれる少なくとも一種で表されることを特徴とする医療用生体吸収性部材。
3. 請求項１又は２に記載の医療用生体吸収性部材において、前記耐食性被膜と基材とが水酸化マグネシウム層を介して一体化されてなることを特徴とする医療用生体吸収性部材。
4. 請求項１乃至３の何れか１項に記載の医療用生体吸収性部材の製造方法であって、所定の形状に成型したマグネシウム又はマグネシウム合金基材を、リン酸イオンおよび非塩化系カルシウムイオンが過飽和状態で溶解している処理水溶液中に浸漬して、前記基材の表面にＭｇ含有リン酸カルシウム被膜を主成分とする生体吸収性被膜を析出させることを特徴とする医療用生体吸収性部材の製造方法。
5. 請求項４に記載の医療用生体吸収性部材の製造方法において、前記処理水溶液のカルシウムイオンはカルシウムキレート化合物の溶解により得られたものであることを特徴とする医療用生体吸収性部材の製造方法。
6. 請求項４に記載の医療用生体吸収性部材の製造方法において、前記処理水溶液にＭｇ^２＋イオンを添加してマグネシウム含有化合物を含ませることを特徴とする医療用生体吸収性部材の製造方法。
7. 請求項６に記載の医療用生体吸収性部材の製造方法において、前記処理水溶液にはＭｇ^２＋イオンを添加するために、Ｍｇ（ＯＨ）_２、Ｍｇ（ＮＯ_３）_２、Ｍｇ_３（ＰＯ_４）_２、ＭｇＣＯ_３、Ｍｇ（ＣＨ_３ＣＯＯ）_２、クエン酸マグネシウム、リンゴ酸マグネシウム、グルタミン酸マグネシウム、ステアリン酸マグネシウム、グルコン酸Ｍｇ、Ｍｇ−ＥＤＴＡ、純Ｍｇ又はマグネシウム合金からなる群から選ばれる少なくとも一種で表されるマグネシウム含有化合物を有することを特徴とする医療用生体吸収性部材。
8. 請求項４乃至７の何れか１項に記載の医療用生体吸収性部材の製造方法において、前記処理水溶液の温度は６０℃以上、１００℃以下であることを特徴とする医療用生体吸収性部材。