JP4066440B2 - ダイヤモンド様薄膜を備えた医療器具及びその製造方法 - Google Patents

Description

本発明は、ダイヤモンド様薄膜を備えた医療器具及びその製造方法に関し、特に生体親和性、耐摩耗性及び耐蝕性が要求される医療器具及びその製造方法に関する。

カテーテル、ガイドワイヤ、ステント、ペースメーカーリード、注射針等の体内留置用の医療器具は、長期に亘り人体組織及び血液等と直接接するため、抗血栓性等の生体親和性が必要とされるだけでなく、耐摩耗性及び耐蝕性等が必要とされる。

医療器具に、生体親和性及び耐蝕性等を付与する方法として、医療器具の基材をダイヤモンド様薄膜（ＤＬＣ膜）により被覆する方法が知られている（例えば、特許文献１を参照。）。ＤＬＣ膜は、平滑で化学的に不活性な表面を有するため生体成分が反応しにくく、優れた生体親和性を示す。また、硬い材料であり耐摩耗性にも優れている。

しかし、基材との密着性が悪いため、医療器具の表面から剥離してしまうという問題がある。特に、ステント等は体内において拡張及び収縮を行う必要があり形状が大きく変化する。このため、表面に被覆したＤＬＣ膜にも大きな応力が加わり剥離したり、クラックが生じたりする。

ＤＬＣ膜と医療器具の基材との密着性を向上させ、ＤＬＣ膜の剥離を抑える方法として、ＤＬＣ膜と基材との間に中間層を形成する方法（例えば、特許文献２を参照。）及びプラズマの発生条件を調整することにより基材側にグラファイト結合（ＳＰ２結合）が多い領域を形成する方法（例えば、特許文献３を参照。）が知られている。
特開平１１−３１３８８４号公報 特開２００６−０００５２１号公報 特開２００３−３１０７４４号公報

しかしながら、前記従来の中間層を設ける方法を用いたとしても、硬く密着性が悪いＤＬＣ膜が形成されるということには変わりがなく、剥離及びクラックの発生を十分に抑えることができないという問題がある。

一方、基材側にグラファイト結合が多い領域を形成する場合には、ＤＬＣ膜自体の特性が変化するため、剥離及びクラックの発生を抑えることができる可能性がある。しかし、プラズマの発生条件を調整してもＳＰ２結合とＳＰ３結合との割合を十分に変化させることができず、密着性と耐摩耗性とを兼ね備えたＤＬＣ膜を形成することは困難であるという問題がある。

本発明は、前記従来の問題を解決し、長期に亘り医療器具の基材表面から剥離することがない優れた密着性と、表面が劣化しにくい優れた耐摩耗性とを兼ね備えたダイヤモンド様薄膜が形成された医療器具が実現できるようにすることを目的とする。

前記の課題を解決するため、本発明は医療器具を、基材との界面から表面側に向かって濃度が変化するようにシリコンを含むダイヤモンド様薄膜を備えた構成とする。

具体的に、本発明に係る医療器具は、医療器具本体と、医療器具本体を覆い且つ硅素を含むダイヤモンド様薄膜とを備え、ダイヤモンド様薄膜は、その表面における硅素の濃度が、医療器具本体との界面と比べて低く且つ硅素の濃度が連続的に変化していることを特徴とする。

本発明の医療器具によれば、ダイヤモンド様薄膜は、その表面における硅素の濃度が、医療器具本体との界面と比べて低いため、医療器具本体との界面側においてはグラファイト結合（ＳＰ２結合）の割合が高く表面側においてはダイヤモンド結合（ＳＰ３結合）の割合が高くなる。従って、医療器具本体との界面における密着性の向上と、表面における耐摩耗性、耐蝕性及び抗血栓性の向上とを両立させることができる。また、硅素濃度が連続的に変化しているため、ダイヤモンド様薄膜の内部に不連続面が発生しない。これにより硅素濃度が異なる複数のダイヤモンド様薄膜層を形成した場合と異なり、層間において剥離が生じるおそれがない。

本発明の医療器具において、ダイヤモンド様薄膜は、硅素濃度が最も高い部分における硅素の原子百分率濃度が５０％以下であることが好ましい。このような構成とすることにより、医療器具本体との密着性等と、表面の耐摩耗性とを確実に確保することができる この場合において、ダイヤモンド様薄膜は、医療器具本体との界面において最も硅素の濃度が高いことが好ましい。

また、ダイヤモンド様薄膜は、その表面における硅素の濃度が、硅素濃度が最も高い部分における硅素の濃度の９０％以下であることが好ましい。

本発明の医療器具において、ダイヤモンド様薄膜は、その表面における弾性係数が、医療器具本体との界面における弾性係数よりも大きいことが好ましい。

この場合において、ダイヤモンド様薄膜は、その表面における弾性係数が５０ＧＰａ以上且つ４００ＧＰａ以下であることが好ましい。

本発明の医療器具において、ダイヤモンド様薄膜は、グラファイト結合（ＳＰ２）及びダイヤモンド結合（ＳＰ３）を有し且つダイヤモンド様薄膜の表面におけるグラファイト結合のダイヤモンド結合に対する存在比が、医療器具本体との界面におけるグラファイト結合のダイヤモンド結合に対する存在比よりも小さいことが好ましい。

本発明の医療器具において、ダイヤモンド様薄膜は、フッ素を含み、ダイヤモンド様薄膜の表面におけるフッ素の濃度が、医療器具本体との界面と比べて高く且つフッ素の濃度が連続的に変化していることが好ましい。このような構成とすることにより、ダイヤモンド様薄膜の表面における疎水性が上昇し、抗血栓性等をさらに向上させることが可能となる。

この場合において、ダイヤモンド様薄膜は、その表面におけるフッ素の原子百分率濃度が１％以上且つ２０％以下であることが好ましい。

本発明の医療器具において、ダイヤモンド様薄膜は、膜厚が５ｎｍ以上且つ３００ｎｍ以下であることが好ましい。

本発明の医療器具において、医療器具本体は、その表面における算術平均表面粗度が０．１ｎｍ以上且つ３００ｎｍ以下であることが好ましい。

本発明の医療器具において、医療器具本体は、金属材料、セラミックス材料及び高分子材料のうちの１つ又は２つ以上からなる複合体であることが好ましい。

本発明の医療器具において、金属材料は、ステンレス、コバルトクロム系合金、チタン系合金又はコバルト系合金であることが好ましい。

本発明の医療器具において、医療器具本体は、ステント、カテーテル、ガイドワイヤ、ペースメーカーリード、体内留置用器材、注射針、メス、真空採血管、輸液バッグ、プレフィルドシリンジ又は傷口保持部品であることが好ましい。

本発明に係る医療器具の製造方法は、医療器具本体を準備する工程（ａ）と、医療器具本体の表面に硅素を含むダイヤモンド様薄膜を形成する工程（ｂ）とを備え、工程（ｂ）において、ダイヤモンド様薄膜は、その表面における硅素の濃度が、医療器具本体との界面と比べて低く且つ硅素の濃度が連続的に変化するように形成することを特徴とする。

本発明の医療器具の製造方法によれば、ダイヤモンド様薄膜は、硅素の濃度が、ダイヤモンド様薄膜の表面において、医療器具本体との界面と比べて低くなるように連続的に変化するように形成するため、医療器具本体との界面における密着性の向上と、表面における耐摩耗性、耐蝕性及び抗血栓性の向上とが両立するＤＬＣ膜を備えた医療器具が容易に実現できる。

本発明の医療器具の製造方法では、工程（ｂ）において、ダイヤモンド様薄膜は、硅素濃度が最も高い部分における硅素の原子百分率濃度が５０％以下となるように形成することが好ましい。

この場合、工程（ｂ）において、ダイヤモンド様薄膜は、医療器具本体との界面において硅素の濃度が最も高くなるように形成することが好ましい。

また、前記工程（ｂ）において、ダイヤモンド様薄膜は、その表面における硅素の濃度が、硅素濃度が最も高い部分における硅素の濃度の９０％以下となるように形成することが好ましい。

本発明の医療器具の製造方法では、工程（ｂ）において、ダイヤモンド様薄膜は、その表面における弾性係数が、医療器具本体との界面における弾性係数よりも大きくなるように形成することが好ましい。

本発明の医療器具の製造方法では、工程（ｂ）において、ダイヤモンド様薄膜は、グラファイト結合及びダイヤモンド結合を有し且つダイヤモンド様薄膜の表面におけるグラファイト結合のダイヤモンド結合に対する存在比が、医療器具本体との界面におけるグラファイト結合のダイヤモンド結合に対する存在比よりも小さくなるように形成することが好ましい。

本発明の医療器具の製造方法では、工程（ｂ）において、ダイヤモンド様薄膜はフッ素を含み、ダイヤモンド様薄膜の表面におけるフッ素の濃度が医療器具本体との界面と比べて高く且つフッ素の濃度が連続的に変化するように形成することが好ましい。

本発明に係る医療器具によれば、長期に亘り医療器具の基材表面から剥離することがない優れた密着性と、表面が劣化しにくい優れた耐摩耗性とを兼ね備えたダイヤモンド様薄膜が形成された医療器具が実現できる。

本発明に係る医療器具は、医療器具本体の表面を覆う硅素（Ｓｉ）を含むダイヤモンド様薄膜（ＤＬＣ膜）を備えている。また、ＤＬＣ膜の医療器具本体との界面におけるＳｉ濃度は、ＤＬＣ膜の表面におけるＳｉ濃度よりも高くなっている。さらに、医療器具本体との界面と表面との間においてＳｉ濃度は、連続的に変化している。

ＤＬＣ膜においては、ダイヤモンド結合であるＳＰ３結合とグラファイト結合であるＳＰ２結合とによって炭素原子同士が主に結合しており、ＳＰ３結合の割合が多くなると結晶性が上昇して耐摩耗性等が上昇し、ＳＰ２結合の割合が多くなると結晶性が低下して密着性等が向上する。ＤＬＣ膜中にＳｉを添加すると、炭素原子同士の結合が乱されるため、ＳＰ３結合の割合が低下しＳＰ２結合の割合が上昇する。

従って、ＤＬＣ膜における医療器具本体との界面側のＳｉ濃度が高く、表面側のＳｉ濃度が低い本発明の医療器具のＤＬＣ膜は、医療器具本体側は密着性に優れ、表面側に向かうに従って硬くなり耐摩耗性及び耐蝕性等が向上する。特に、本発明に係る医療器具は、ＤＬＣ膜中のＳｉの濃度が連続的に変化しているため、ＤＬＣ膜の特性の変化も連続的であり剥離等が生じにくい。なお、Ｓｉ濃度の変化は連続的であればよく必ずしも一定の割合で減少する必要はない。また、一旦濃度が上昇した後減少していてもよい。

ＤＬＣ膜の基材となる医療器具本体は、ステント、カテーテル、ガイドワイヤ、ステント、ペースメーカーリード及び注射針等の体内に留置する医療器具が好ましい。また、メス等の硬度が必要とされる医療器具についてもＤＬＣ膜を形成する効果が大きい。さらに、真空採血管、輸液バッグ、プレフィルドシリンジ及び創傷保護用の被覆パッチ材である傷口保持部品等の生体及び血液等と接触する医療器具についても、ＤＬＣ膜を形成することにより耐摩耗性及び耐蝕性等が向上し好ましい。

例えば、ステントの場合ステント本体の材質、形状及びサイズ等に特に制限はなく、一般的な既知のものを用いることができる。例えば、ステンレス鋼、ニッケルチタン（Ｎｉ−Ｔｉ）系合金、銅アルミニウムマンガン（Ｃｕ−Ａｌ−Ｍｎ）系合金、タンタリウム、コバルトクロム（Ｃｏ−Ｃｒ）系合金、イリジウム、イリジウムオキサイド又はニオブ等からなる金属チューブをステントデザインにレーザを用いてカットし、電解研磨したものを用いることができる。また、金属チューブをエッチングする方法、平板金属をレーザカットしてから丸めて溶接する方法又は金属ワイヤを編みこむ方法等を用いて形成したものであってもよい。

また、ステント本体は金属材料に限定されず、ポリオレフィン、ポリオレフィンエラストマー、ポリアミド、ポリアミドエラストマー、ポリウレタン、ポリウレタンエラストマー、ポリエステル、ポリエステルエラストマー、ポリイミド、ポリアミドイミド若しくはポリエーテルエーテルケトン等の高分子材料又はセラミックス若しくはヒドロキシアパタイト等の無機材料を用いて形成してもよい。高分子材料又は無機材料をステントに加工する方法は、本発明の効果に影響を及ぼすものではなく、各材料に適した加工方法を任意に選択することができる。ステント以外の他の医療器具についても同様に任意の材料を任意の方法により加工したものを使用してかまわない。

医療器具本体とＤＬＣ膜との密着力は、医療器具本体表面の表面粗さを一定範囲以内にすることにより密着力をより向上させることができるという知見が得られている。医療器具本体表面における表面粗度が小さすぎる場合には、薄膜の基材表面へのアンカー効果が小さくなり、医療器具本体とＤＬＣ膜との密着力が低下する。また、表面粗度を小さくするためには、長時間の電解研磨を必要とするためコスト高になってしまう。一方、表面粗度を大きくすることにより、電解研磨時間を短縮してコストを低減することができるが、医療器具本体表面の表面粗度がＤＬＣ膜の膜厚よりも大きい場合には、均一に成膜できないおそれがある。従って、医療器具本体表面における算術平均表面粗度（Ｒａ）は０．１ｎｍ以上且つ３００ｎｍ以下とすればよく、好ましくは１ｎｍ以上且つ２００ｎｍ以下とすればよい。

ＤＬＣ膜は、スパッタ法、ＤＣマグネトロンスパッタ法、ＲＦマグネトロンスパッタ法、化学気相堆積法（ＣＶＤ法）、プラズマＣＶＤ法、プラズマイオン注入法、重畳型ＲＦプラズマイオン注入法、イオンプレーティング法、アークイオンプレーティング法、イオンビーム蒸着法又はレーザーアブレーション法等の公知の方法により医療器具本体の表面に形成することができる。

ＤＬＣ膜を成膜する際に、テトラメチルシラン（ＴＭＳ）等の硅素源となるガスを添加し、添加量を連続的に変化することにより、Ｓｉを含み且つ医療器具本体との界面側から表面側に向けてＳｉ濃度が連続的に変化するＤＬＣ膜を得ることができる。ただし、Ｓｉ濃度が高すぎるとＳＰ３結合の割合が低下し、ＤＬＣ膜として機能しなくなる。このため、最も硅素濃度が高い部分におけるＳｉの原子百分率濃度は５０％以下とすることが好ましい。また、医療器具本体との界面においてＳｉ濃度を最も高くした方が、密着性が向上するため好ましい。さらに、表面における耐摩耗性を確保するため、表面におけるＳｉ濃度は医療器具本体との界面におけるＳｉ濃度よりも低くする。また、表面におけるＳｉ濃度は最も濃度が高い部分の濃度よりも１０％以上低くして濃度勾配を形成することが好ましい。

ＤＬＣ膜中のＳｉ濃度を変化させることにより、ＤＬＣ膜中の炭素原子同士の結合に占めるＳＰ２結合とＳＰ３結合との割合が変化する。従って、ＤＬＣ膜におけるＳＰ２結合のＳＰ３結合に対する存在比は、医療器具本体との界面においては表面と比べて大きくなる。

また、ＳＰ２結合とＳＰ３結合との割合が変化することによりＤＬＣ膜の弾性係数（ヤング率）も変化する。ＤＬＣ膜の表面においてはＳＰ３結合の割合が高いため、医療器具本体との界面と比べてヤング率が高くなる。ＤＬＣ膜の表面におけるヤング率は５０ＧＰａ以上且つ４００ＧＰａ以下とすればよく、好ましくは８０ＧＰａ以上且つ３００ＧＰａ以下である。

生体成分による医療器具本体の劣化を防止するという観点からは、ＤＬＣ膜の膜厚が厚い方が好ましい。しかし、ステント等の使用時に大きな変形が加えられる器具の場合には、ＤＬＣ膜の膜厚をあまり厚くすると、変形の際にクラックが発生するおそれがある。従って、ＤＬＣ膜の膜厚は５ｎｍ以上且つ３００ｎｍ以下とすればよく、好ましくは１０ｎｍ以上且つ１００ｎｍ以下とする。

また、ＤＬＣ膜は医療器具本体の表面に直接形成することができるが、医療器具本体とＤＬＣ膜とをより強固に密着させるために、医療器具本体とＤＬＣ膜との間に中間層を設けてもよい。中間層を設ける場合には、医療器具本体の材質に応じて種々のものを用いることができるが、Ｓｉと炭素、チタン（Ｔｉ）と炭素又はクロム（Ｃｒ）と炭素からなるアモルファス膜等の公知のものを用いることができる。

また、中間層は、医療器具本体の表面に均一に形成する必要があるため、ある程度の膜厚が必要である。しかし、膜厚があまりに厚くなると成膜時間が長くなり生産性が低下する。従って、中間層の膜厚は５ｎｍ以上且つ１００ｎｍ以下とすればよく、好ましくは１０ｎｍ以上且つ４０ｎｍ以下とする。

また、中間層は、公知の方法を用いて形成することができ、例えば、スパッタ法、ＣＶＤ法、プラズマＣＶＤ法、溶射法、イオンプレーティング法又はアークイオンプレーティング法等を用いればよい。

さらに、ＤＬＣ膜表面を疎水性として抗血栓性を向上させるために、ＤＬＣ膜にフッ素を添加してもよい。この場合、フッ素添加量が多い方が抗血栓性の向上が期待できるが、フッ素の添加により硬度が低下して機械的な耐摩耗性が低下するおそれがある。このため、ＤＬＣ膜表面におけるフッ素の含有率は原子百分率（ａｔ％）で１％以上且つ２０％以下とすればよく、好ましくは５％以上且つ１５％以下とする。この場合において、ＤＬＣ膜における医療器具本体側から表面側に向かってフッ素濃度が連続的に増大するようにすることが好ましい。これは、フッ素の添加により医療器具本体とＤＬＣ膜との密着性が低下することを防止するためである。

以下に、本発明に係る医療器具について実施例によりさらに詳細に説明する。

（第１の実施例）
本発明の第１の実施例に係る医療器具はステントであり、ステント本体は以下のように形成した。まず、Ｃｏ−Ｃｒ合金素材を冷間加工と熱処理によりチューブ状に成型加工した。成形加工したチューブは、遺伝的アルゴリズムに基づく独自の形状設計ソフトを応用して、ステントのラジアルフォース、柔軟性、ショートニング及び応力ひずみ等の物性及び形状の最適化を図った後に、レーザ微細加工によりメッシュ状に加工する。レーザーでメッシュ状に加工したステントは加工面のバリ取りをするために、電解研磨を行う。本実施例においてステント本体は、長さが１９ｍｍ、径が１．５ｍｍ、セルの厚みが７５μｍのＣｏ−Ｃｒ合金製のステントを製作した。

図１は、本実施例において用いたイオン化蒸着装置を模式的に示したものであり、真空チャンバーの内部に設けられた直流アーク放電プラズマ発生器２１に、イオン源であるＡｒ並びにベンゼン（Ｃ₆Ｈ₆）ガスを導入することにより発生させたプラズマを、負電圧にバイアスしたターゲット２２に衝突させることによりターゲット２２の上にＤＬＣ膜を固体化して成膜する通常のイオン化蒸着装置である。

ステント本体をイオン化蒸着装置のチャンバ内にセットし、チャンバーにアルゴンガス（Ａｒ）を圧力が１０^-1Ｐａ〜１０^-3Ｐａ（１０^-3Ｔｏｒｒ〜１０^-5Ｔｏｒｒ）となるように導入した後、放電を行うことによりＡｒイオン発生させ、発生したＡｒイオンをステント本体の表面に衝突させるボンバードクリーニングを約３０分間行った。

続いて、チャンバにテトラメチルシラン（Ｓｉ（ＣＨ₃）₄）を３分間導入し、硅素（Ｓｉ）及び炭素（Ｃ）を主成分とするアモルファス状で膜厚が１０ｎｍの中間層を形成した。なお、中間層はステント本体とＤＬＣ膜との密着性を向上させるために設けており、ステント本体とＤＬＣ膜１２との密着性を十分に確保できる場合には省略してもよい。

中間層を形成した後、テトラメチルシランとＣ₆Ｈ₆ガスとの混合ガスをチャンバ内に導入しながら放電を行うことによりＳｉを含むＤＬＣ膜を形成した。テトラメチルシランとＣ₆Ｈ₆ガスとの混合比は、表１に示すように成膜時間の経過とともに変化させた。

この際に、チャンバ内の圧力は１０^-1Ｐａとなるように調整した。また、基板電圧は１．５ｋＶ、基板電流は５０ｍＡ、フィラメント電圧は１４Ｖ、フィラメント電流は３０Ａ、アノード電圧は５０Ｖ、アノード電流は０．６Ａ、リフレクタ電圧は５０Ｖ、リフレクタ電流は６ｍＡとした。また、形成時におけるステント本体の温度は約１６０℃であった。なお、ＤＬＣ膜を形成する際にＣＦ₄等のフッ素を含むガスを添加することにより、Ｓｉとフッ素とを含むＤＬＣ膜を形成することも可能である。

以下に、得られたステントについて種々の分析を行った結果を示す。なお、比較例としては、テトラメチルシランを供給せずにＤＬＣ膜を形成したステントを用いた。

ステントは血管等の管状臓器内において解放拡張し、狭窄部位を押し広げるためのものである。最も手術例が多い冠動脈において用いられるステントの場合を例にとると、拡張前に１．０ｍｍ〜１．５ｍｍ程度であった直径を、血管内において３．０ｍｍ〜４．０ｍｍ程度にまで拡張する。このため、拡張した際にステントに発生する歪みは局所的には３０％程度となり、ＤＬＣ膜の密着性が悪い場合には簡単に剥離してしまう。

図２（ａ）及び（ｂ）は得られたステントを拡張した際の表面状態を走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）により観察した結果を示している。なお、数値解析により最も大きな歪みが発生している箇所について観察を行った。

図２（ａ）に示すように本実施例のステントの表面は拡張した場合にも非常に平滑であり、クラック等の発生は認められない。一方、図２（ｂ）に示すようにテトラメチルシランを供給せずにＤＬＣ膜を形成した比較例のステントは、細かいクラックが多数発生して鱗状の模様が観察され、ＤＬＣ膜が剥離しかけていることが明らかである。

図３は得られたステントの構成成分を分析した結果を示している。測定には、PHISICAL ELECTRONICS社製のＰＨＩ−６６０型走査型オージェ電子分光装置を用いた。電子銃の加速電圧が１０ｋＶで、試料電流が５００ｎＡの条件で測定を行った。また、Ａｒイオン銃の加速電圧は２ｋＶとして、スパッタリングレートは８．２ｎｍ／ｍｉｎに設定した。

図３に示すようにＳｉの原子百分率（ａｔ％）の値は、ＤＬＣ膜の表面からステント本体側に向かって従い次第に上昇し、逆に炭素の原子百分率の値は、ＤＬＣ膜の表面からステント本体側に向かって次第に減少している。これは、ＤＬＣ膜に含まれるＳｉの濃度がステント本体との界面では高く、表面では低くなるように連続的に変化していることを示している。

また、図４は異なった条件でＣ₆Ｈ₆ガス及びテトラメチルシランを供給して形成したＤＬＣ膜について測定した結果を示している。このように、ＤＬＣ膜の表面近くにおけるＳｉ濃度の変化を大きくしてもよい。

図５は得られたステントのＤＬＣ膜について炭素原子の結晶構造を測定した結果を示している。測定には、日本分光株式会社製のＮＲＳ―３２００型顕微レーザーラマン分光光度計を用い、励起波長は５３２ｎｍ、レーザーパワーは１０ｍＷ、回折格子は６００本／ｍｍ、対物レンズは２０倍、スリットは０．１×６ｍｍ、露光時間は６０秒、積算は２回とした。

図５（ａ）に示すようにＤＬＣ膜の表面においては、ダイヤモンド結合（ＳＰ３結合）を示すピークの面積がグラファイト結合（ＳＰ２結合）を示すピーク面積よりも大きくなっている。一方、図５（ｂ）に示すようにステント本体との界面においては、ＳＰ２結合を示すピークの面積がＳＰ３結合を示すピークよりも大きくなっている。

各ピークの面積をカーブフィッティング処理（バンド分解）により求め、得られたピーク面積の比を求めることによりＳＰ２結合とＳＰ３結合の存在比率を求めたところ、ステント本体との界面においてはＳＰ２結合のＳＰ３結合に対する存在比は０．４６となり、表面においてはＳＰ２結合のＳＰ３結合に対する存在比は１．１７となった。つまり、Ｓｉ濃度が高いステント本体との界面においては、表面と比べてダイヤモンド結合が少なくグラファイト結合が多くなっている。このことは、ステント本体との界面においては表面と比べてＤＬＣ膜の硬度が低くなっていることを示唆している。

実際に、ＤＬＣ膜の硬度及びヤング率を測定したところ、Ｓｉ濃度が高いステント本体との界面においては、硬度が２６ＧＰａであり、ヤング率が１１３ＧＰａであったのに対し、Ｓｉ濃度が低い表面においては、硬度が２９ＧＰａでありヤング率が２１０ＧＰａであった。

なお、硬度及びヤング率の測定にはHysitron社製の高感度（０．０００４ｎｍ、３ｎＮ）センサーを搭載した９０度三角錐のダイヤモンド圧子を用いたナノインデンテーション法により行った。圧痕状態の測定には試料表面を微小な探針で走査することによって三次元形状を高倍率で観察できる顕微鏡である株式会社島津製作所製の走査型プローブ顕微鏡（ＳＰＭ：Scanning Probe Microscope）を用いた。ナノインデンテーションによる測定条件は１００μＮの精度でダイヤモンド圧子を制御しながら試料に押し込み、荷重-変位曲線の解析から硬度や弾性率等の力学的性質を定量した。圧子の押し込み時間は５秒間とし、また引き抜き時間も５秒間に設定して測定を行った。

図６は得られたステントのＤＬＣ膜についてＳｉ濃度と、ＳＰ２結合のＳＰ３結合に対する存在比及びヤング率との相関を示している。図６に示すようにＳｉ濃度が高くなるに従いＳＰ２結合のＳＰ３結合に対する割合が大きくなると共に、ヤング率の値も低下している。これは、ＤＬＣ膜中のＳｉの濃度が高いステント本体との界面においては、ＤＬＣ膜の結晶性が低くなり、ＤＬＣ膜とステント本体との密着性が向上し、Ｓｉ濃度が低い表面においてはＤＬＣ膜の結晶性が上昇し、硬度が高く耐摩耗性に優れていることを示している。

実際に得られたステントについて体外加速疲労試験を行ったところ、優れた耐久性を有していることが明なとなった。なお、試験は１６個のステントについて行い、アメリカ食品安全局（FDA）が冠動脈に用いられるステントの耐久性に関する試験基準である「FDA Draft Guidance for the Submission of Research and Marketing Applications for Interventional Cardiology Devices」に準拠して以下のような方法により行った。

まず、外径が約３．５ｍｍで厚さ約０．５ｍｍのラテックス製チューブ内においてステントを直径３．０ｍｍまで拡張した。ステントが留置されたラテックス製チューブを３７±２℃の生理食塩水中に浸漬した状態において、半径方向に４億回の伸縮を加えた。伸縮は、心臓の拍動に相当する最小値が８０ｍｍＨｇで最大値が１６０ｍｍＨｇの圧力変化を毎分６０回のスピードで加えた。

試験終了後に１０倍の顕微鏡を用いて目視にてクラックの有無を観察した。また、チューブ外形をレーザ変位計により測定して、ステントの圧壊によるチューブ外径の著しい減少等の有無についても測定した。

表２に示すようにすべてのステントにおいてＤＬＣ膜にクラックの発生は認められなかった。また、チューブ外径も１６個の試験片すべてについてほとんど変動がなく、ステントの圧壊も生じていない。以上のように、本実施例のＤＬＣ膜を備えたステントは、優れた耐久性を有していることが明らかである。

（第２の実施例）
以下に、本発明の第２の実施例について説明する。第２の実施例に係る医療器具は、経皮的冠動脈形成術（ＰＴＣＡ）用カテーテルのガイドワイヤである。

直径０．２５ｍｍのステンレス製のガイドワイヤ本体に第１の実施例と同様の方法によりＳｉを含むＤＬＣ膜を形成した。

得られたＤＬＣ膜を有するガイドワイヤの耐久性を以下のようにして測定した。

外形２．９ｍｍ、内径２．３ｍｍで長さが５００ｍｍのポリエチレンチューブを中央部で折り曲げて半径１３ｍｍのＵ字管を形成し、管内をイオン交換水で満たした。Ｕ字管にガイドワイヤを挿入し、端部を約１ｍ／分の速度で引き抜き、引き抜く際の荷重をバネばかりで測定した。ガイドワイヤの引き抜きを２０回以上繰り返しても荷重の値はほとんど変化せず、ＤＬＣ膜による平滑化の効果が持続した。従って、本実施例のガイドワイヤは、密着性及び耐摩耗性に優れたＤＬＣ膜を有しており、優れた潤滑性と耐久性を有することが明らかである。

本実施例のガイドワイヤに、抗血栓性のポリマーであるメチルビニルエーテル無水マレイン酸共重合体（GANTREZ−GN169）等をさらにコーティングしてもよい。このようにすれば、ガイドワイヤの抗血栓性をさらに向上させることができる。

（第３の実施例）
以下に、本発明の第３の実施例について説明する。第３の実施例に係る医療器具は真空採血管である。

プラスチック製真空採血管に第１の実施例と同様の方法によりＳｉを含むＤＬＣ膜を形成した。得られた真空採血管の１年間の常温保存後の真空度の低下は、ＤＬＣ膜を形成していない真空採血管と比べて５０％改善された。従って、本実施例の真空採血管は、密着性及び耐久性に優れたＤＬＣ膜を有していることが明らかである。

本発明に係る医療器具及びその製造方法は、長期に亘り医療器具の基材表面から剥離することがない優れた密着性と、表面が劣化しにくい優れた耐摩耗性とを兼ね備えたダイヤモンド様薄膜が形成された医療器具が実現でき、特に生体親和性、耐摩耗性及び耐蝕性が要求される医療器具等として有用である。

本発明の第１の実施例に係るステントの製造に用いたイオン化蒸着装置を示す概略図である。 （ａ）及び（ｂ）は本発明の第１の実施例に係るステントのＤＬＣ膜表面と比較例に係るステントのＤＬＣ膜表面とを比較して示す電子顕微鏡写真である。 本発明の第１の実施例に係るステントの深さ方向における成分の変化を示すオージェ電子分光分析の結果である。 本発明の第１の実施例の変形例に係るステントの深さ方向における成分の変化を示すオージェ電子分光分析の結果である。 （ａ）及び（ｂ）は本発明の第１の実施例に係るステントのＤＬＣ膜におけるＳＰ２結合のＳＰ３結合に対する存在比の測定結果を示し、（ａ）は表面におけるラマンスペクトルであり、（ｂ）はステント本体との界面におけるラマンスペクトルである。 本発明の第１の実施例に係るステントのＤＬＣ膜に関してヤング率及びＳＰ２結合のＳＰ３結合に対する存在比とシリコン濃度との相関を示すグラフである。

符号の説明

２１ プラズマ発生器
２２ ターゲット

Claims (20)

1. 医療器具本体と、
   前記医療器具本体を覆い且つ硅素を含むダイヤモンド様薄膜とを備え、
   前記ダイヤモンド様薄膜は、その表面における硅素の濃度が前記医療器具本体との界面と比べて低いととともに前記表面においても前記硅素が存在しており、且つ硅素の濃度が連続的に変化し、
   前記医療器具本体は、ステント、カテーテルおよびガイドワイヤのいずれか１つであることを特徴とする医療器具。
2. 前記ダイヤモンド様薄膜は、硅素濃度が最も高い部分における硅素の原子百分率濃度が５０％以下であることを特徴とする請求項１に記載の医療器具。
3. 前記ダイヤモンド様薄膜は、前記医療器具本体との界面において硅素の濃度が最も高いことを特徴とする請求項２に記載の医療器具。
4. 前記ダイヤモンド様薄膜は、その表面における硅素の濃度が、前記硅素濃度が最も高い部分における硅素の濃度の９０％以下であることを特徴とする請求項２又は３に記載の医療器具。
5. 前記ダイヤモンド様薄膜は、その表面における弾性係数が、前記医療器具本体との界面における弾性係数よりも大きいことを特徴とする請求項１に記載の医療器具。
6. 前記ダイヤモンド様薄膜は、その表面における弾性係数が５０ＧＰａ以上且つ４００ＧＰａ以下であることを特徴とする請求項５に記載の医療器具。
7. 前記ダイヤモンド様薄膜は、グラファイト結合及びダイヤモンド結合を有し且つ前記ダイヤモンド様薄膜の表面におけるグラファイト結合のダイヤモンド結合に対する存在比が、前記医療器具本体との界面におけるグラファイト結合のダイヤモンド結合に対する存在比よりも小さいことを特徴とする請求項１に記載の医療器具。
8. 前記ダイヤモンド様薄膜は、フッ素を含み、前記ダイヤモンド様薄膜の表面におけるフッ素の濃度が、前記医療器具本体との界面と比べて高く且つフッ素の濃度が連続的に変化していることを特徴とする請求項１に記載の医療器具。
9. 前記ダイヤモンド様薄膜は、その表面におけるフッ素の原子百分率濃度が１％以上且つ２０％以下であることを特徴とする請求項８に記載の医療器具。
10. 前記ダイヤモンド様薄膜は、膜厚が５ｎｍ以上且つ３００ｎｍ以下であることを特徴とする請求項１から９のいずれか１項に記載の医療器具。
11. 前記医療器具本体は、その表面における算術平均表面粗度が０．１ｎｍ以上且つ３００ｎｍ以下であることを特徴とする請求項１に記載の医療器具。
12. 前記医療器具本体は、金属材料、セラミックス材料及び高分子材料のうちの１つ又は２つ以上からなる複合体であることを特徴とする請求項１から１１のいずれか１項に記載の医療器具。
13. 前記金属材料は、ステンレス、コバルトクロム系合金、チタン系合金又はコバルト系合金であることを特徴とする請求項１２に記載の医療器具。
14. 医療器具本体を準備する工程（ａ）と、
    前記医療器具本体の表面に硅素を含むダイヤモンド様薄膜を形成する工程（ｂ）とを備え、
    前記工程（ｂ）において、前記ダイヤモンド様薄膜を、その表面における硅素の濃度が前記医療器具本体との界面と比べて低いとともに前記表面においても前記硅素が存在するように、且つ硅素の濃度が連続的に変化するように形成し、
    前記工程（ａ）において、ステント、カテーテルおよびガイドワイヤのいずれか１つを医療器具本体として準備することを特徴とする医療器具の製造方法。
15. 前記工程（ｂ）において、前記ダイヤモンド様薄膜は、硅素濃度が最も高い部分における硅素の原子百分率濃度が５０％以下となるように形成することを特徴とする請求項１４に記載の医療器具の製造方法。
16. 前記工程（ｂ）において、前記ダイヤモンド様薄膜は、前記医療器具本体との界面において硅素の濃度が最も高くなるように形成することを特徴とする請求項１５に記載の医療器具の製造方法。
17. 前記工程（ｂ）において、前記ダイヤモンド様薄膜は、その表面における硅素の濃度が、前記硅素濃度が最も高い部分における硅素の濃度の９０％以下となるように形成することを特徴とする請求項１５又は１６に記載の医療器具の製造方法。
18. 前記工程（ｂ）において、前記ダイヤモンド様薄膜は、その表面における弾性係数が、前記医療器具本体との界面における弾性係数よりも大きくなるように形成することを特徴とする請求項１４に記載の医療器具の製造方法。
19. 前記工程（ｂ）において、前記ダイヤモンド様薄膜は、グラファイト結合及びダイヤモンド結合を有し且つ前記ダイヤモンド様薄膜の表面におけるグラファイト結合のダイヤモンド結合に対する存在比が、前記医療器具本体との界面におけるグラファイト結合のダイヤモンド結合に対する存在比よりも小さくなるように形成することを特徴とする請求項１４に記載の医療器具の製造方法。
20. 前記工程（ｂ）において、前記ダイヤモンド様薄膜はフッ素を含み、前記ダイヤモンド様薄膜の表面におけるフッ素の濃度が、前記医療器具本体との界面と比べて高く且つフッ素の濃度が連続的に変化するように形成することを特徴とする請求項１４に記載の医療器具の製造方法。