WO2012036238A1 - 血液と接触する表面の血小板付着性を減少させる医療用機器の製造方法 - Google Patents

血液と接触する表面の血小板付着性を減少させる医療用機器の製造方法 Download PDF

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武寿 森
厚司 大川
猛 坪内
植村　賢介
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Definitions

  • the present invention relates to a method for manufacturing a medical device, and more particularly to a method for manufacturing a medical device that reduces platelet adhesion on a surface that comes into contact with blood.
  • titanium or titanium alloy base materials pure titanium (JIS type 1, type 2), ⁇ - ⁇ alloy, 6-4 alloy (JIS type 60, etc.), ⁇ alloy, 15-3-3-3 alloy, etc.
  • Strength titanium alloys are known. Titanium or titanium alloy base materials used in medical metal equipment include ELI (Extra Low Interstitial), which is a material that keeps the content of oxygen, nitrogen, hydrogen and iron particularly low in 6-4 alloy and 6-4 alloy. Elements) material is known.
  • the 6-4 alloy and ELI material have high strength and maintain stable strength even at high temperatures, but are difficult to cut and are not easily worn, and may cause seizure or galling.
  • the manufacturing method of the medical device which consists of titanium or a titanium alloy base material is manufactured to a defined shape by performing machining, such as cutting, on the block material manufactured by the rolling process etc.
  • End mills are mainly used for cutting, but the surface of medical equipment must be a surface that is difficult for bacteria to adhere to, and when it comes into contact with flowing blood, platelet adhesion is suppressed. It is necessary to have a surface that can suppress thrombus formation.
  • the crystal grains on the surface become finer, leaving traces of cutting, and it is a big problem to obtain a surface that is difficult for bacteria to adhere to medical devices It becomes.
  • buffing, chemical etching, blasting, and the like are performed after machining.
  • polishing requires a long time.
  • Patent Document 1 and Non-Patent Document 1 it is known that a pure titanium metal substrate of dental metal is irradiated with an electron beam to improve surface flatness, increase brightness, and improve corrosion resistance. It has been.
  • mainly 6-4 titanium material other than pure titanium is included in the titanium material.
  • impurities are boiled and vaporized on the surface of the electrode due to electron beam irradiation, minute depressions (hereinafter referred to as craters) may be generated, resulting in surface defects.
  • craters minute depressions
  • An object of the present invention is to provide a method for producing a medical device having a surface to which various bacteria are difficult to adhere or a surface that reduces platelet adhesion on a surface in contact with blood.
  • (3) The electron beam irradiation is a first electron beam irradiation performed at a first voltage and a second electron beam irradiation performed at a second voltage higher than the first voltage (1) or (2) The manufacturing method of the medical device as described in 1 ..
  • the medical device obtained by the production method of the present invention has low platelet adhesion on the surface that comes into contact with blood.
  • the medical device obtained by another production method of the present invention reduces the platelet adhesion on the surface that comes into contact with blood, and a minute depression (so-called crater) that may occur due to electron beam irradiation. ) Is suppressed.
  • FIG. 1 shows a metal surface obtained as a comparative material in Example 1.
  • 1A is a metallographic micrograph (magnification 20 times) of the surface of a comparative material obtained in Example 1.
  • FIG. 1B is a laser micrograph of the surface of the comparative material obtained in Example 1.
  • FIG. 1C is a diagram showing the measurement results of the surface roughness of the surface of the comparative material obtained in Example 1.
  • 2A is a TEM (transmission electron microscope) image photograph of the cross-section of the comparative material obtained in Example 1.
  • FIG. FIG. 2 (B) is a TEM image photograph of the cross section of the substrate after SOLO irradiation.
  • FIG. 3 is a schematic diagram for explaining a large-area electron beam irradiation apparatus.
  • FIG. 3 is a schematic diagram for explaining a large-area electron beam irradiation apparatus.
  • FIG. 4A is an exploded perspective view of the flow chamber.
  • FIG. 4B is a plan view of the flow chamber.
  • FIG. 5 (A) is a photograph taken with a microscope showing the platelet adhesion state of the test piece 1A.
  • FIG. 5B is a photograph of a metal surface that is not in contact with the blood flow taken under the same conditions as a comparison.
  • FIG. 6 (A) is a photograph taken with a microscope showing the platelet adhesion state of the test piece 21A.
  • FIG. 6B is a photograph of a metal surface that is not in contact with the blood flow taken under the same conditions as a comparison. It is a schematic diagram which shows the morphological change accompanying platelet activation.
  • FIG. 11A is a laser micrograph showing the result of electron beam irradiation after SOLO irradiation in Example 2.
  • FIG. 11B is a diagram showing a measurement result of the surface roughness of the surface of FIG.
  • It is a metal micrograph (magnification 20 times) which shows the result of electron beam irradiation after SOLO irradiation of Example 2.
  • 4 is a surface micrograph showing a metal structure showing the results of Example 3.
  • FIG. 11A is a laser micrograph showing the result of electron beam irradiation after SOLO irradiation in Example 2.
  • FIG. 11B is a diagram showing a measurement result of the surface roughness of the surface of FIG.
  • It is a metal micrograph (magnification 20 times) which shows the result of electron beam irradiation after SOLO irradiation of Example 2.
  • 4 is a surface micrograph showing a metal structure showing the results of Example 3.
  • FIG. 11A is a laser micrograph showing the result of electron beam
  • FIG. 14A shows a surface metal micrograph (magnification 20 times) of the surface obtained in the first stage of Example 4.
  • FIG. 14B shows a surface metal micrograph (magnification 20 times) of the surface obtained in the second stage of Example 4.
  • FIG. It is a schematic diagram which shows the outline
  • FIG. FIG. 17A shows a Rockwell impression, and FIG. 17B shows a wear trace.
  • FIG. 18A shows the Rockwell impression and FIG. 18B shows the wear trace. It is a figure which shows the result of the abrasion resistance test of the surface which carried out DLC coating on the surface obtained in Example 5.
  • FIG. 19A shows the Rockwell impression, and FIG. 19B shows the wear trace.
  • 1 is a longitudinal sectional view of a centrifugal blood pump device described in JP-A-2005-270345.
  • 1 is a cross-sectional view of a centrifugal blood pump device described in JP-A-2005-270345. It is sectional drawing which shows the state which removed the impeller from the cross-sectional view of the centrifugal blood pump apparatus of FIG.
  • Titanium or titanium alloy base materials used for medical devices are pure titanium, JIS 1 type and JIS 2 type, Ti-6Al-4V (hereinafter referred to as 6-4 alloy), 6-4 alloy type ELI material (JIS61). ), Ti-6Al-2Nb-1Ta, Ti-15Zr-4Nb-4Ta, Ti-6Al-7Nb, Ti-3Al-2.5V, Ti-13Nb-13Zr, Ti-15Mo-5Zr-3Al, Ti-12Mo- 6Zr-2Fe, Ti-15Mo, etc.
  • Titanium or a titanium alloy base material is made into a block material by rolling or the like, and is processed into a medical device shape by machining. Machining is not limited, and any processing method required for each medical device can be used. In the manufacturing method of the present invention, at least cutting is performed as machining, and an end mill is mainly used. In cutting, the results of surface observation after end milling, which is a comparative material of Example 1, are shown in FIGS. 1 (A), 1 (B), and 1 (C). As shown in FIG. 1, traces due to cutting are observed on a titanium or titanium alloy substrate other than pure titanium. In addition, FIG. 2A shows a transmission electron microscope (TEM) image of the cross section of the base material after end milling. Crystal grain refinement is also observed.
  • TEM transmission electron microscope
  • FIG. 3 shows a schematic assembly diagram of the electron beam irradiation apparatus used in the present invention.
  • the electron beam irradiation apparatus of Explosive Electron Emission (EEE) method is shown.
  • a sample 9 is placed in a vacuum chamber 1 that has been evacuated by the vacuum pump 2 and the auxiliary vacuum pump 3, and electrons emitted from the cathode 7 collide with the anode plasma 8 by the anode 6 to generate electrons ( Penning effect occurs.
  • 5 is a solenoid
  • 4 is an argon gas container.
  • Titanium or titanium alloy after electron beam irradiation in 3 above is held in a flow chamber, and blood adjusted to have a hematocrit value of 40% and a platelet count of 1.5 ⁇ 10 5 / ⁇ L is flowed at a flow rate of 6 ml / h. The conditions were refluxed for 10 minutes.
  • the titanium or titanium alloy substrate taken out from the flow chamber was washed, fixed, dehydrated and freeze-dried, and the state of platelets adhering to the surface and the morphological change accompanying activation were observed with a scanning electron microscope (SEM).
  • SEM scanning electron microscope
  • the flow chamber shown in FIG. 4 is: a silicone plate, titanium or titanium alloy base material, c Teflon TM spacer, d coating glass slide, e silicone plate, f metal plate in this order in an acrylic substrate. These materials are fastened with a constant torque using a g screw.
  • the center part of the Teflon TM spacer is extracted in a square shape (for example, 10 mm ⁇ 10 mm). Blood that is fed from the inflow part of the acrylic substrate using a blood pump such as a syringe pump is a gap between the coating slide glass and the titanium or titanium alloy substrate, that is, a portion where the Teflon TM spacer is removed. And is drained from the outflow part of the acrylic substrate.
  • a blood pump such as a syringe pump
  • FIG. 5 shows the state of platelet adhesion in the test piece 1A not irradiated with the electron beam.
  • FIG. 6 shows the platelet adhesion state on the test piece 21A after the electron beam irradiation. It can be seen that the platelet adhesion on the surface of the titanium or titanium alloy substrate is greatly reduced by electron beam irradiation. Further, as will be shown later in the Examples, it can be seen that the surface after electron beam irradiation is a surface that not only reduces the number of adhering platelets but also suppresses the activation of platelets.
  • the crater is thought to be caused by impurities inside the substrate at a depth of about 2.1 microns and falling objects from the top of the substrate due to electron beam irradiation.
  • the frequency of craters changes with subsequent electron beam irradiation depending on the machining speed, means, and load.
  • craters minute surface depressions
  • blood accumulates on the surface that comes into contact with blood or thrombi It becomes easy to do, and it is inferior to biocompatibility.
  • Vacuum annealing is carried out under conditions of minutes to 3 hours, and then gradually cooled to room temperature. After vacuum annealing, electron beam irradiation is performed.
  • Plasma cathode electron beam irradiation method Either of these may be performed.
  • FIG. 1 An example of a plasma cathode electron beam irradiation apparatus is SOLO (manufactured by Nagata Seiki Co., Ltd., electron beam generation apparatus), and an outline thereof is shown in FIG.
  • SOLO accelerates an electron beam by passing plasma generated by the hollow cathode 21 and the hollow anode 25 as a cathode and passing through a grid 29 to which a DC bias is applied to the electron beam.
  • the sample 33 is irradiated.
  • An electron beam with a diameter of 1 mm to 10 mm is scanned and scanned in the vicinity of the sample titanium or titanium alloy substrate.
  • the surface of the end milled 6-4 alloy is scanned with a plasma cathode electron beam under the following conditions, preferably using the SOLO apparatus shown in FIG.
  • the sample is slowly cooled in the apparatus.
  • a TEM image of the cross section of the base material of Example 2 after SOLO irradiation is shown in FIG. In FIG. 2A, the crystal grains are refined after the cutting process, but after the SOLO irradiation in FIG.
  • the electron beam irradiation is the same as the electron beam irradiation described in 3 above.
  • the steps 5 and 6 are performed, the surface of the titanium or titanium alloy substrate in which the platelet adhesion on the surface in contact with blood is reduced and the formation of craters is suppressed can be obtained.
  • the second electron beam irradiation is performed at a cathode voltage higher by 5 to 10 kV than the first electron beam irradiation. Conditions other than the cathode voltage are not limited, but may be the same conditions as those for the first electron beam irradiation.
  • Electron beam irradiation is performed using pure titanium for the anode in reverse polarity.
  • An outline of the arrangement of the apparatus is shown in FIG.
  • the apparatus is basically the same as the electron beam irradiation apparatus shown in FIG.
  • the base material sample
  • pure titanium is disposed on the lower anode 72.
  • the upper cathode is made of a base material and the lower target is made of pure titanium.
  • the surface of the titanium or titanium alloy base material obtained by the process described in any of 3 to 8 above may be further coated with a thin film of a substance different from the titanium or titanium alloy base material.
  • the surface coating material include organic substances such as diamond-like carbon (DLC) by chemical vapor deposition (CVD) and DLC and PTFE by physical vapor deposition (PVD). If the surface-treated titanium or titanium alloy base material is coated with a thin film made of a material different from the base material, there are effects of further reducing the surface static friction coefficient, preventing scratches, and improving antithrombogenicity.
  • a medical device having a machined metal surface and having a surface in contact with blood, body fluid, or tissue examples include pumps for heart-lung machines; blood pumps; cardiac pacemakers; implants such as teeth, artificial bones and bolts; guide wires;
  • a stent or a blood pump using titanium or a titanium alloy can be exemplified.
  • FIGS. 20 to 22 “having a housing 120 having a blood inflow port 122 and a blood outflow port 123, a magnetic body 125, and an impeller 121 that rotates in the housing 120 and feeds blood.
  • the blood pump of the present invention is not limited, if the centrifugal blood pump device 100 shown in FIGS. 20 to 22 is described as an example, the impeller 121 is embedded with a magnetic material, and the magnet 133 of the impeller rotational torque generating unit 300 is embedded. As shown in FIGS. 20 to 22, the rotor 131 rotates without contact with the inner surface of the housing 120 due to the pressure generated by the dynamic pressure groove 138 during rotation.
  • the housing 120 is made of a nonmagnetic material such as titanium or a titanium alloy base material, and has a blood chamber 124 formed therein. An impeller 121 is accommodated in the housing 120. Further, as shown in FIG.
  • the blood outflow port 123 is provided so as to protrude in a tangential direction from the side surface of the housing 120 formed in a substantially cylindrical shape.
  • a disk-shaped impeller 121 having a through hole at the center is housed in a blood chamber 124 formed in the housing 120.
  • the impeller 121 includes a donut plate-like member (lower shroud) 127 that forms a lower surface, a donut plate-like member (upper shroud) 128 that opens at the center, and a plurality of vanes 118 formed therebetween. .
  • a plurality of blood passages 126 partitioned by adjacent vanes 118 are formed between the lower shroud and the upper shroud.
  • the blood passage 126 communicates with the central opening of the impeller 121, and starts from the central opening of the impeller 121 and extends so as to gradually increase in width to the outer peripheral edge.
  • the impeller rotational torque generator 300 of the blood pump 100 in this example does not come into contact with blood.
  • the inner surface of each of the blood inlet port side housing and the torque generating unit side housing, and the dynamic pressure groove provided on each or one side, impeller if necessary, and further if necessary, titanium or titanium alloy base Covers or the like are provided with a material, and these are surfaces that come into contact with blood.
  • a surface of a titanium or titanium alloy base material that has been machined is used, if produced using the production method of the present invention, it is in contact with blood It can reduce the adhesion of platelets to the surface and is highly useful.
  • Example 1 End mill processing When the surface roughness of the ELI substrate (Allegheny Ludlum NJ USA, Grade 23) after end milling (test piece number 1A) was observed, a metal micrograph of FIG. 1 (A) (magnification 20 times) And a laser micrograph of FIG. 1B was obtained. In all cases, traces of machining remained, but were observed remarkably. End milling was performed for 30 minutes under the conditions of a rotational speed of 750 RPM and a feed speed of 30 mm / min, using a high-speed machining center device manufactured by Yamazaki Mazak and manufactured by MTV515 / 40N model number.
  • cathode applied voltage Vc 17 kV
  • solenoid voltage Vs 0.5 kV
  • vacuum degree P in the electron gun 0.05 Pa
  • the electron beam is irradiated with the large area electron beam irradiation apparatus shown in FIG.
  • the ELI material was end-milled, the surface roughness of specimen No. 1A not irradiated with electron beam, and the 6-4 alloy were end-milled, and irradiated with an electron beam with a large area electron beam irradiation apparatus shown in FIG.
  • test piece 1A The surface roughness of the obtained surface was compared in Table 1.
  • test piece 21A The reason for using ELI material for test piece number 1A (hereinafter referred to as test piece 1A) and 6-4 alloy for test piece number 21A (hereinafter referred to as test piece 21A) is that test piece 1A is indented by end milling.
  • test piece 1A is indented by end milling.
  • the same results can be obtained using the 6-4 alloy having a lower purity or the ELI material. It is.
  • the measurement results of the obtained surface roughness are as follows.
  • the measurement conditions were the same as the measurement after the processing 1 described above.
  • FIG. 5B shows a metal surface that is not in contact with blood flow taken as a comparison.
  • FIG. 6A shows the state of platelet adhesion on the test piece 21A.
  • FIG. 6B shows a metal surface that is not in contact with blood flow taken as a comparison. It can be seen that the test piece 21A irradiated with the electron beam has less platelet adhesion to the surface than the test piece 1A after end milling.
  • the numbers in Table 2 indicate the number of morphological changes associated with platelet activation in a visual field of 1.25 ⁇ 10 4 ⁇ m 2 . From the results in Table 2, the surface of the titanium or titanium alloy base material irradiated with the electron beam after cutting not only decreased the number of platelets attached, but also changed the morphology of the platelets and suppressed platelet activation. I understand that.
  • FIG. 2B shows a TEM image of a cross section of the base material after SOLO irradiation.
  • the surface of the 6-4 alloy (comparative material) end milled in Example 1 is refined after cutting in FIG. 2A, but after the SOLO irradiation in FIG. An enlargement of is observed.
  • a magnet was installed on the bottom of the substrate.
  • FIG. 11B shows the measurement result of the surface roughness.
  • the measured surface roughness is Distance: 149.00 ⁇ m, Ra: 0.055 ⁇ m, Ry: 0.290 ⁇ m, Rz: 0.262 ⁇ m.
  • Example 3 As in Example 2, except that an ELI material was used as the titanium or titanium alloy base material, and after end milling, plasma cathode electron beam irradiation was performed with SOLO, and electron beam irradiation similar to that in Example 2 was performed. The resulting surface micrograph is shown in FIG.
  • the surface metallographic micrograph (magnification 20 times) of the substrate after the first electron beam irradiation is shown in FIG. 14 (A).
  • a metal micrograph (magnification 20 times) is shown in FIG. In FIG. 14A, many craters were observed, and machining traces were also detected. In FIG. 14B, no machining trace was seen, and the number of craters was reduced.
  • Example 5 Using the apparatus described in FIG. 15, the sample of the test piece 1A obtained in Example 1 after end milling the ELI material was placed on the upper cathode 70, and pure titanium was placed on the lower anode 72.
  • Vc 28 kV
  • N 40 times.
  • MnS or MC-based carbides are generated immediately below the crater in the course of melting and cooling during the primary electron beam irradiation. It is thought that there is an effect that blows off when the electron beam is emitted.
  • Example 6 The surface of the titanium or titanium alloy substrate obtained in Examples 3 to 5 was coated with diamond-like carbon (DLC).
  • the coating conditions were GPAS (Graphite Pulse Arc Sputtering) method (US Patent 6,753,042).
  • the DLC film thickness of the equivalent test piece was in the range of 1.0 to 1.2 ⁇ m.
  • a Rockwell indenter was press-fitted, and in order to examine the wear resistance, the wear situation was evaluated by reciprocating at a high speed with a load applied to the indenter.
  • the conditions were 150 kG for Rockwell press-fitting, and the wear condition was 2,000 times with a load of 100 gr, 1,200 mm / min, a stroke of 6 mm using a tribo tester HEIDON Type 14DR manufactured by Shinto Kagaku Co., Ltd. It was.
  • the results are shown in FIGS. (A) is the result of Rockwell indentation, and (B) is the evaluation result of wear resistance.
  • FIG. 17 in which Example 3 was DLC coated some peeling was observed around the Rockwell indentation, but there was no problem in practical adhesion.
  • FIG. 18 in which the DLC coating was applied to Example 4 it was in close contact with no problem in practical use.
  • FIG. 19 where DLC coating was applied to Example 5 the adhesion was excellent.
  • Example 1 The surface of the test piece 1A obtained in Example 1 was sputtered with pure titanium using a magnetron. In this case, the sputtered film peeled off at the stage of electron beam irradiation in the next process, and was not practical.

Abstract

　少なくとも切削加工されたチタンまたはチタン合金基材表面に電子線を照射して、血液と接触する表面の血小板付着性を減少させる医療用機器を製造する方法、また、特定の前処理方法や電子線の照射方法を用いて、血液と接触する表面の血小板付着性を減少させ、かつ、電子線照射に起因して起こることがある表面の微小な窪み（いわゆるクレーター）の形成が抑制される医療用機器を製造する方法を提供する。

Description

血液と接触する表面の血小板付着性を減少させる医療用機器の製造方法
　本発明は、医療用機器の製造方法に関し、特に、血液と接触する表面の血小板付着性を減少させる医療用機器の製造方法に関するものである。
　チタンまたはチタン合金基材には、純チタン（ＪＩＳ１種、２種等）と、α－β合金、６‐４合金（ＪＩＳ６０種等）、β合金、１５‐３－３－３合金等の高強度チタン合金が知られている。医療用金属機器に用いられるチタンまたはチタン合金基材には、６‐４合金、６－４合金で酸素、窒素、水素および鉄の含有率を特に低く抑えている材料であるＥＬＩ（Extra Low Interstitial Elements）材が知られている。６‐４合金、ＥＬＩ材は、高強度であり、高温下でも安定した強度を保つが、難削であり摩耗に弱く、焼きつきやかじり等が発生することがある。
　チタンまたはチタン合金基材からなる医療用機器の製造方法は、圧延処理等で製造されたブロック材に切削加工などの機械加工をすることで所定の形状に製造される。
　切削加工には主にエンドミルが使用されるが、医療用機器の表面は雑菌の付着しにくい表面とすることが必要であり、また、流状の血液に接触する場合は、血小板の付着を抑制し血栓形成を抑えることができる表面にすることが必要である。チタンまたはチタン合金基材表面をエンドミル加工などで切削加工すると、表面の結晶粒の微細化がおこり切削加工の痕跡が残り、医療用機器に必要な雑菌の付着しにくい表面を得ることが大きな問題となる。
　これらの問題を回避するために、機械加工後、バフ研磨、化学品でのエッチング処理、ブラスト研磨などが実行されている。
　しかし、バフ研磨ではやや複雑な形状基材に対応できず、化学品でのエッチングでは基材の結晶粒が露出してくる、ブラスト研磨ではブラスト材が基材に突き刺ささって基材表面に残留するなどの問題がある。研磨では、長時間の人手が必要である。
　従来、電子線照射工程を用いて表面の血小板付着性を減少させる医療用機器の製造方法は知られていない。
　特許文献１、非特許文献1に記載されるように、歯科金属の純チタン金属基材に電子線を照射して、表面平坦性を向上させる、高輝度にする、耐食性を向上させることは知られている。
　しかし、純チタン以外の主として６‐４チタン材等を純チタンと同様に電子線照射で表面平坦性を向上させる、高輝度にする、耐食性を向上させようとする場合、当該チタン材に含まれる不純物が電子線照射による極表面の沸騰、気化に伴い、微小な窪み（以下、クレーターという）を生じ、表面欠陥になる場合がある。
特開２００３－１１１７７８号公報
徳永絢子　「電子ビームを用いた歯科金属の表面研磨法の開発」大阪大学大学院歯学研究科、博士学位論文、２００８年３月
　本発明の目的は、雑菌の付着しにくい表面、または血液と接触する表面の血小板付着性を減少させる表面を有する医療用機器を製造する方法を提供しようとする。
　上記課題は以下の本発明により解決される。
（１）　少なくとも切削加工されたチタンまたはチタン合金基材表面に電子線を照射して、血液と接触する表面の血小板付着性を減少させる医療用機器の製造方法。
（２）　前記電子線照射が、表面の熱処理後に行われる（１）に記載の医療用機器の製造方法。
（３）　前記電子線照射が第一の電圧で行う第１の電子線照射と、前記第一の電圧より高い第二の電圧で行う第２の電子線照射である（１）または（２）に記載の医療用機器の製造方法。
（４）　前記電子線照射が、陽極に純Ｔｉ金属を使用して電子線による逆極性照射を行った後、正極性で電子線照射する（１）～（３）のいずれかに記載の医療用機器の製造方法。
　本発明の製造方法で得られる医療用機器は、血液と接触する表面の血小板付着性が少ない。
　また、別の本発明の製造方法で得られる医療用機器は、血液と接触する表面の血小板付着性を減少させ、かつ電子線照射に起因して起こることがある表面の微小な窪み（いわゆるクレーター）の形成が抑制される。
図１は、実施例１で比較材として得られた金属表面を示す。図１（Ａ）は、実施例１で得られた比較材表面の金属顕微鏡写真（倍率２０倍）である。図１（Ｂ）は、実施例１で得られた比較材表面のレーザー顕微鏡写真である。図１（Ｃ）は、実施例１で得られた比較材表面の表面粗さの測定結果を示す図である。 図２（Ａ）は、実施例１で得られた比較材断面のＴＥＭ（透過型電子顕微鏡）像写真である。図２（Ｂ）は、ＳＯＬＯ照射後の基材断面のＴＥＭ像写真である。 図３は、大面積電子線照射装置を説明する模式図である。 図４（Ａ）は、フローチャンバーの分解斜視図である。図４（Ｂ)はフローチャンバーの平面図である。 図５（Ａ）は、試験片１Ａの血小板付着状況を示す、顕微鏡で撮影した写真である。図５（Ｂ）は、比較として同一条件で撮影した血流と接触していない金属表面の写真である。 図６（Ａ）は、試験片２１Ａの血小板付着状況を示す、顕微鏡で撮影した写真である。図６（Ｂ）は、比較として同一条件で撮影した血流と接触していない金属表面の写真である。 血小板の活性化に伴う形態変化を示す模式図である。 クレーターを原子間力顕微鏡で観察した結果を示す図である。 クレーターを表面から金属顕微鏡で観察した写真（倍率２０倍）を示す。 ＳＯＬＯシステムを説明する模式図である。 図１１（Ａ）は、実施例２のＳＯＬＯ照射後電子線照射した結果を示すレーザー顕微鏡写真である。図１１（Ｂ）は、図１１（Ａ）の表面の表面粗さの測定結果を示す図である。 実施例２のＳＯＬＯ照射後電子線照射した結果を示す金属顕微鏡写真（倍率２０倍）である。 実施例３の結果を示す、金属組織を示す表面顕微鏡写真である。 図１４（Ａ）は、実施例４の第１段階で得られた表面の表面金属顕微鏡写真（倍率２０倍）を示す。図１４（Ｂ）は、実施例４の第２段階で得られた表面の表面金属顕微鏡写真（倍率２０倍）を示す。 逆極性での電子線照射装置の概要を示す模式図である。 実施例５の二段階電子線照射後に得られた基材の表面金属顕微鏡写真（倍率２０倍）である。 実施例３で得られた表面にＤＬＣ被覆した表面の耐摩耗性試験の結果を示す図である。図１７（Ａ）は、ロックウェル圧痕を示し、図１７（Ｂ）は、摩耗痕跡を示す。 実施例４で得られた表面にＤＬＣ被覆した表面の耐摩耗性試験の結果を示す図である。図１８（Ａ）は、ロックウェル圧痕を示し、図１８（Ｂ）は、摩耗痕跡を示す。 実施例５で得られた表面にＤＬＣ被覆した表面の耐摩耗性試験の結果を示す図である。図１９（Ａ）は、ロックウェル圧痕を示し、図１９（Ｂ）は、摩耗痕跡を示す。 特開２００５－２７０３４５号公報に記載の遠心式血液ポンプ装置の縦断面図である。 特開２００５－２７０３４５号公報に記載の遠心式血液ポンプ装置の横断面図である。 図２１の遠心式血液ポンプ装置の横断面図よりインペラを取り外した状態を示す断面図である。
　以下、本発明の医療機器の製造方法をより詳細に説明する。
１．＜チタンまたはチタン合金基材＞
　医療用機器に用いられるチタンまたはチタン合金基材は、純チタンであるＪＩＳ１種、ＪＩＳ２種があり、Ｔｉ-６Ａl‐４Ｖ（以下６‐４合金という）、６‐４合金系のＥＬＩ材（ＪＩＳ６１）、Ｔｉ-６Ａl‐２Ｎｂ‐１Ｔａ、Ｔｉ-１５Ｚｒ‐４Ｎｂ‐４Ｔａ、Ｔｉ-６Ａl‐７Ｎｂ、Ｔｉ-３Ａl‐２．５Ｖ、Ｔｉ-１３Ｎｂ‐１３Ｚｒ、Ｔｉ-１５Ｍｏ‐５Ｚｒ‐３Ａｌ、Ｔｉ-１２Ｍｏ‐６Ｚｒ‐２Ｆｅ、Ｔｉ-１５Ｍｏ等がある。
２．＜機械加工＞
　チタンまたはチタン合金基材は、圧延処理等でブロック材とし、これを機械加工することで医療用機器の形状に加工する。機械加工は医療用機器のそれぞれに必要な加工方法が使用でき、限定されない。本発明の製造方法では、機械加工として、少なくとも切削加工が行われ、おもにエンドミルが使用される。
　切削加工では、後に実施例１の比較材であるエンドミル加工後の表面観察の結果を、図１（Ａ）、図１（Ｂ）、図１（Ｃ）で示す。図１で示すように純チタン以外のチタンまたはチタン合金基材では切削加工による痕跡が観察される。また、エンドミル加工後の基材断面の透過型電子顕微鏡（ＴＥＭ）像を図２（Ａ）に示す。結晶粒の微細化も観察される。
３．＜電子線照射＞
　図３に本発明で用いる電子線照射装置の模式的な組み立て図を示す。図３では、Explosive Electron Emission (EEE)法の電子線照射装置を示している。
　真空ポンプ２、補助真空ポンプ３で、真空にされた真空室１内に、試料９が設置され、カソード７から放出された電子は、アノード６によるアノードプラズマ８と衝突し、さらに電子の創成（ぺニング効果）がおこる。５はソレノイド、４はアルゴンガス容器を示す。
　カソード印加電圧Ｖｃ＝１０～３０ｋＶ、ソレノイド電圧Ｖｓ＝０．１～１ｋＶ、電子銃内の真空度Ｐ＝０．１Ｐａ以下、好ましくは、０．０１～０．１Ｐａ、電子線を照射する（約０．２Ｈｚで）回数Ｎ＝１～２０、電子銃下端から基材までの距離Ｌ＝５～５０ｍｍの条件で電子線照射するのが好ましい。また、基材底部にマグネットを設置してもよい。マグネットが設置される場合は、電子線を集束させることができる。
４．＜電子線照射後の血液と接触する表面の血小板付着性の減少＞
　上記３での電子線照射後のチタンまたはチタン合金をフローチャンバー中に保持し、ヘマトクリット値４０％、血小板数１．５×１０５／μＬとなるように調整した血液を、流量６ｍｌ／ｈの条件で、１０分間還流した。フローチャンバーから取り出したチタンまたはチタン合金基材を、洗浄、固定、脱水、凍結乾燥し、表面に付着した血小板の状況および活性化に伴う形態変化を走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）にて観察した。用いたフローチャンバーの構造を図４に分解斜視図で示す。
　図４に示したフローチャンバーは、ａ　アクリル基板の中に、ｂ　シリコーン板、チタンまたはチタン合金基材、ｃ　テフロンＴＭスペーサー、ｄ　コーティングスライドガラス、ｅ　シリコーン板、ｆ　金属板、の順番に嵌めこみ、これらの材料を、ｇ　ねじを用いて一定のトルクで締めたものである。テフロンＴＭスペーサーの中央部は、正方形（例えば、１０ｍｍ×１０ｍｍ）に抜き取られている。シリンジポンプ等の血液送液装置を用いて、アクリル基板の流入部から送液される血液は、コーティングスライドガラスとチタンまたはチタン合金基材との間の隙間すなわち、テフロンＴＭスペーサーの抜き取られた部分を通過し、アクリル基板の流出部から廃液される。
　電子線照射していない試験片１Ａにおける血小板付着状況を図５に示す。電子線照射した後の試験片２１Ａにおける血小板付着状況を図６に示す。電子線照射によりチタンまたはチタン合金基材表面の血小板付着性は非常に減少していることがわかる。また、後に実施例で示すように、電子線照射後の表面は、付着する血小板の数が減少しているだけでなく、血小板の活性化も抑制される表面であることがわかる。
　（クレーターの観察）
　チタンまたはチタン合金基材にエンドミル加工後、電子線を照射する方法は血液と接触する表面の血小板付着性を減少させたチタンまたはチタン合金基材表面が得られることがわかった。しかし条件によってはクレーターと呼ばれるチタンまたはチタン合金基材表面の欠陥が観測されることがわかった。クレーターを原子間力顕微鏡（以降、ＡＦＭという）で観察した図を図８に示す。また、クレーターのある表面を金属顕微鏡で観察した写真（倍率２０倍）を図９に示す。
クレーターは深さ２．１ミクロン程度で基材内部の不純物、電子線照射による基材上部からの落下物に起因すると考えられる。また、機械加工の速度、手段、負荷によってもその後の電子線照射でクレーター発生頻度が変化することが観察された。　チタンまたはチタン合金基材表面に電子線照射に起因して起こることがある表面の微小な窪み（いわゆるクレーター）が存在すると医療用機器とした場合、血液と接触する表面に血液が溜まったり血栓ができやすくなり、生体適合性に劣る。
５．＜クレーターの低減＞
　クレーターを低減できる電子線照射方法として、電子線照射の前工程で、表面を熱処理した後に電子線照射すると電子線照射時のクレーターが低減できることがわかった。この理由は切削加工により微小化した結晶粒が熱的に拡張されるためと考えられる。
（１）切削加工後のチタンまたはチタン合金基材表面を真空焼鈍する方法、
真空焼鈍の条件は、例えば、真空度　Ｐ＝８×１０－３Ｐａ 、好ましくは０．００１～０．１Ｐａ、保持温度×時間＝８００℃×１時間、好ましくは５００℃～９００℃、時間３０分～３時間、の条件で真空焼鈍し、その後室温まで徐冷する。真空焼鈍後、電子線照射を行う。
（２）プラズマカソード電子ビーム照射する方法、
のいずれを行ってもよい。
　プラズマカソード電子ビーム照射装置は、例えばＳＯＬＯ（永田精機（株）製、電子ビーム発生装置）があり、その概要を図１０に示す。ＳＯＬＯは、電子線を、ホローカソード２１とホローアノード２５とで発生させたプラズマを陰極として、それに直流バイアスを掛けたグリッド２９を通過させる事により加速し、ドリフト管３１を経由してホルダー４９上の試料３３を照射する。試料であるチタンまたはチタン合金基材の近傍で照射面１ｍｍ～１０ｍｍ径の電子線をスキャニングして走査する。
　エンドミル加工した６‐４合金表面を、好ましくは図１０に示すＳＯＬＯ装置を用いて、以下の条件でプラズマカソード電子ビームを走査する。
　陰極電流値、Ｉ＝５０～２００Ａ、　加速電圧値、　Ｖａｃｃ＝１０～３０ｋＶ 、電子銃内の真空度Ｐ、Ａｒガス圧、Ｐ＝１～１０×１０－２Ｐａ、 Ｎ： おおよそ、０.５～２０ Ｈｚで電子線を照射する回数、Ｎ＝１０００～５０００、周波数、ｆ＝０.５～２０Ｈｚ、基材直上はチタン箔でカバーする。照射後、試料は、装置内で徐冷する。ＳＯＬＯ照射後の実施例２の基材断面のＴＥＭ像を図２（Ｂ）に示す。図２（Ａ）で切削加工後の結晶粒の微細化がおこっているが、図２（Ｂ）のＳＯＬＯ照射後は結晶粒の拡大化が観察される。この結晶粒の拡大化によって結晶粒界が減少し、基材自体からの不純物が浮揚し、次の工程での電子線照射時のクレーターの発現を抑えたと発明者は推測している。
６．＜クレータ低減工程後の電子線照射＞
　電子線照射は、上記３の電子線照射と同様である。上記５、６の工程を行うと、血液と接触する表面の血小板付着性を減少させ、かつ、クレーターの形成が抑制されたチタンまたはチタン合金基材の表面が得られる。
７．＜電子線の多段照射＞
　エンドミル加工し、その後比較的低いカソード電圧で第１の電子線照射を行い、次に第２の電子線照射を第１の電子線照射より高いカソード電圧で行う。
　照射条件は、第１のカソード印加電圧でＶｃ＝５～２０ｋＶ、で行うのが好ましい。カソード電圧以外の条件は限定されないが、好ましくは、ソレノイド電圧Ｖｓ＝０．１～１ｋＶ、電子銃内の真空度Ｐ＝０．１Ｐａ以下、下限は特にないが高真空にするのは経済的ではないので、０．０１～０．１Ｐａ、電子線を照射する（約０．２Ｈｚで）回数Ｎ＝１～２０、電子銃下端から基材までの距離Ｌ＝５～５０ｍｍの条件で電子線照射するのが好ましい。
　第２の電子線照射は、第１の電子線照射より５～１０ｋＶ高いカソード電圧で照射する。
　カソード電圧以外の条件は限定されないが、第１の電子線照射と同様の条件とすることができる。
８．＜逆極性において陽極に純チタンを使用して電子線照射を行う。＞
　逆極性において陽極に純チタンを使用して電子線照射を行う。装置の配置の概要を図１５に示す。装置は基本的に図３に示す電子線照射装置と同様である。
　図１５において、基材（試料）を上部カソード７０に配し、純チタンを下部アノード７２に配置する。上部陰極が基材、下部ターゲットが純チタンで構成され、照射条件は限定されないが、カソード電圧は比較的高く、　Ｖｃ＝２０～３０ｋＶ、０．１～１Ｈｚで、照射回数 Ｎ=１０～６０回で行うのが好ましい。
　この工程では、下部陽極からのチタンが陰極基材表面にスパッタリングされることのみならず、上部陰極基材の表面近傍からは不純物が爆発的に飛び出し、カソード（陰極）スポットが出来ている事が発明者等によって観察された。
　その後、上記７の電子線の多段照射を行うのが好ましい。上記２の１段の電子線照射であってもよい。
９．＜表面被覆する方法＞
　上記の３～８のいずれかに記載の工程で得られた、チタンまたはチタン合金基材の表面に、さらに、チタンまたはチタン合金基材とは異なる物質の薄膜で表面被覆をしてもよい。表面被覆する物質としては、化学蒸着法（ＣＶＤ）によるダイヤモンド・ライク・カーボン（ＤＬＣ)、物理蒸着法（ＰＶＤ）によるＤＬＣ, ＰＴＦＥ等の有機物等が、例示できる。
　表面処理されたチタンまたはチタン合金基材を当該基材とは異なる物質の薄膜で被覆すれば、さらに表面の静止摩擦係数を下げたり、傷防止、抗血栓性を高めたりする効果がある。基材表面を基材とは異なる物質の薄膜で被覆する場合、上記の電子線照射処理工程が薄膜被覆処理に問題を起こさないかを評価した。ＰＶＤダイヤモンド・ライク・カーボン（ＤＬＣ）コートを例にとり、後に実施例６で詳細に述べるように、上層に被覆される膜と電子線照射後のチタンまたはチタン合金基材との密着性を調べた。実施例６の結果が示すように、本発明の電子線照射処理工程はその上層の薄膜被覆に問題を起こさないことがわかった。
１０．＜医療用機器＞
　本発明の製造方法で得られる医療用機器の種類や構造は限定されない。機械加工された金属表面を有する医療用機器で、血液、体液、または組織と接触する表面を有する医療用機器である。人工心肺システム用ポンプ；血液ポンプ；心臓ペースメーカー；歯、人工骨、ボルト等のインプラント；ガイドワイヤ；ステント等が挙げられる。例えばチタンまたはチタン合金を使用したステント、血液ポンプ等が例示できる。
　例えば、図２０～２２に示すように、「血液流入ポート１２２と血液流出ポート１２３とを有するハウジング１２０と、磁性体１２５を備え、前記ハウジング１２０内で回転し血液を送液するインペラ１２１を有するポンプ部２００と、前記ポンプ部２００の前記インペラ１２１を吸引しかつ回転させるためのインペラ回転トルク発生部３００とを有し、さらに、前記ポンプ部２００は、前記インペラ回転トルク発生部３００側のハウジング内面もしくは前記インペラの前記インペラ回転トルク発生部３００側の面に設けられた動圧溝１３８を備え、前記ハウジング１２０に対して前記インペラ１２１が非接触状態にて回転する血液ポンプ装置１００。」が挙げられる。これらの血液ポンプ装置の詳細は特開２００５－２７０３４５号公報、特開２００５―２８７５９８号公報に記載されている。
　本発明の血液ポンプは限定されないが、図２０～２２に示す遠心式血液ポンプ装置１００を例として説明すれば、インペラ１２１は、磁性体が埋設されていて、インペラ回転トルク発生部３００の磁石１３３を備えるロータ１３１の回転により回転し、図２０～２２に示すように、回転時に動圧溝１３８により発生する圧力により、ハウジング１２０内面に接触することなく回転する。
　ハウジング１２０は、チタンまたはチタン合金基材等の非磁性材料により形成され、血液室１２４が形成されている。このハウジング１２０内には、インペラ１２１が収納されている。また、血液流出ポート１２３は、図２１に示すように、ほぼ円筒状に形成されたハウジング１２０の側面より接線方向に突出するように設けられている。
　図２０に示すように、ハウジング１２０内に形成された血液室１２４内には、中央に貫通口を有する円板状のインペラ１２１が収納されている。インペラ１２１は、下面を形成するドーナツ板状部材（下部シュラウド）１２７と、上面を形成する中央が開口したドーナツ板状部材（上部シュラウド）１２８と、両者間に形成された複数のベーン１１８を有する。そして、下部シュラウドと上部シュラウドの間には、隣り合うベーン１１８で仕切られた複数の血液通路１２６が形成されている。血液通路１２６は、図２１に示すように、インペラ１２１の中央開口と連通し、インペラ１２１の中央開口を始端とし、外周縁まで徐々に幅が広がるように延びている。
　この例の血液ポンプ１００のインペラ回転トルク発生部３００は血液と接触することはない。一方、血液流入ポート側ハウジングとトルク発生部側ハウジングのそれぞれの内面、およびそれぞれまたは一方に設けられる動圧溝、必要な場合はインペラ、またさらに必要な場合は必要な個所にチタンまたはチタン合金基材でカバー等が設けられ、これらは血液と接触する表面であり、少なくとも切削加工されたチタンまたはチタン合金基材表面を有する場合は、本発明の製造方法を用いて製造すれば、血液と接触する表面の血小板付着性を減少させることができ、有用性が高い。
　また、別の本発明の製造方法を用いて製造すれば、血液と接触する表面の血小板付着性を減少させ、かつクレーターの形成が抑制され、血液と接触する表面に血液が溜まったり血栓ができやすい欠陥が抑制され、生体適合性に優れる血液ポンプ装置が製造できる。
　次に実施例を挙げて本発明をさらに詳しく説明するが、本発明はこれら実施例に限定されるものではない。
　（実施例１）
　１．エンドミル加工
　ＥＬＩ基材（Allegheny Ludlum NJ USA社製、Grade 23）の表面をエンドミル加工した（試験片番号１Ａ）後の表面粗さを観測すると図１（Ａ）の金属顕微鏡写真（倍率２０倍）と図１（Ｂ）のレーザー顕微鏡写真が得られた。いずれも機械加工時の痕跡が残っているようすが顕著に観察された。
　エンドミル加工は、ヤマザキ・マザック　社製、ＭＴＶ５１５/４０Ｎ型番の高速マシニングセンター　装置を用い、回転速度７５０ＲＰＭ、 送り速度３０ｍｍ/ｍｉｎの条件で、３０分間行った。
　また、ＳＩＩ セイコーインスツル株式会社製Nanopikos1000を使用して、表面粗さを測定し、図１Ｃに示した。測定条件は、スパン１４９μｍ　であった。
　さらに、エンドミル加工後の基材断面のＴＥＭ（透過型電子顕微鏡）像写真を図２Ａに示す。加工前の結晶粒が切削加工により微細化しているようすが観測できた。
　２．電子線照射
　別に６－４合金を上記１と同様の条件でエンドミル加工して試験片番号２１Ａを得て、カソード印加電圧Ｖｃ＝１７ｋＶ、ソレノイド電圧Ｖｓ＝０．５ｋＶ、電子銃内の真空度Ｐ＝０．０５Ｐａ、電子線照射（約０．２Ｈｚで）回数Ｎ＝７、電子銃下端から基材までの距離Ｌ＝２０ｍｍの条件で、図３に示した大面積電子線照射装置で電子線を照射した。ＥＬＩ材をエンドミル加工し、電子線照射をしていない試験片番号１Ａの表面粗さと、６－４合金をエンドミル加工し、図３に示す大面積電子線照射装置で電子線を照射した。得られた表面の表面粗さを表１で比較した。
　試験片番号１Ａ（以下試験片１Ａとする）にＥＬＩ材を用い、試験片番号２１Ａ（以下試験片２１Ａとする）に６－４合金を用いた理由は、試験片１Ａは、エンドミル加工の圧痕が残ることを示す比較材であり、本発明の電子線照射される実施例では、より純度の低い６－４合金を用いてもＥＬＩ材を用いても同様の結果が得られることを示すためである。
　得られた表面粗さの測定結果は、以下である。測定条件は上記１の加工後の測定と同様とした。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
　３．血小板付着試験
　（１）血小板付着状況の観察
　図４に示すフローチャンバーを用いて、得られた試験片１Ａおよび２１Ａを、それぞれフローチャンバー内のテフロンＴＭスペーサー下に保持し、へマトクリット値 ４０％、血小板数　１．５ ｘ　１０５／μL　となるように調整した血液を、流量　６．０ｍｌ／ｈの条件で１０分間還流した。試験片をフローチャンバーから取り出し、洗浄、固定、脱水、凍結乾燥した。試験片表面の血小板の付着状況を走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）にて観察した写真を図５，６に示す。
　図５（Ａ）は、試験片１Ａにおける血小板付着状況を示す。図５（Ｂ）は、比較として撮影した血流と接触していない金属表面である。
　図６（Ａ）は、試験片２１Ａにおける血小板付着状況を示す。図６（Ｂ）は、比較として撮影した血流と接触していない金属表面である。
　電子線照射した試験片２１Ａは、エンドミル加工後の試験片１Ａに比べて、表面への血小板の付着数が少ないことがわかる。
　（２）血小板の活性化に伴う形態変化の評価
　図５、６で得られた結果から、血小板の活性化に伴う形態変化を観察した。血小板の活性化に伴う形態変化を図７で模式的に示す、Ｒ: Round（球形）  Ｄ:Dendritic （針状） ＳＤ: Spread Dendritic （針状拡張） Ｓ: Spreading  （拡張）ＦＳ: Fully Spread　（全拡張）の５形態に分けて定義した。この定義は、Steven L. Goodman, J Biomed Mater Res, 45, 240-250 (1999)の図１１に記載されている分類区分にしたがった。ただし同文献ではＲはＡと表記されている。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000002
 　表２の数字は視野１．２５×１０４μｍ２における、血小板の活性化に伴う形態変化別の個数を示す。
　表２の結果から、切削加工後電子線照射されたチタンまたはチタン合金基材の表面は血小板の付着個数が減少しているのみならず血小板の形態変化も少なく、血小板の活性化も抑制されていることがわかる。
　（実施例２）
　実施例１と同様にエンドミル加工した６‐４合金表面を、図１０に示すＳＯＬＯ装置を用いて、以下の条件でプラズマカソード電子ビームを走査した。
　I: 陰極電流値、Ｉ＝１００Ａ、　Ｖａｃｃ: 加速電圧値、　Ｖａｃｃ＝１５ｋＶ 、Ｐ: 電子銃内の真空度、Ａｒガス圧、Ｐ＝３．５×１０－２Ｐａ、 Ｎ：周波数おおよそ２０Ｈzで、電子線（基材の近傍で約５ｍｍ径の照射面となる）を照射する回数、Ｎ＝５，０００ 、基材直上はチタン箔でカバーした。ＳＯＬＯ　照射後、試料は、装置内で徐冷した。
　ＳＯＬＯ照射後の基材断面のＴＥＭ像を図２（Ｂ）に示す。実施例１でエンドミル加工した６‐４合金表面（比較材）は図２（Ａ）で切削加工後の結晶粒の微細化がおこっているが、図２（Ｂ）のＳＯＬＯ照射後は結晶粒の拡大化が観察される。プラズマカソード電子ビーム照射後、図３に示す装置を用いて、以下の条件で電子線照射した。
　Ｖｃ＝２０ｋＶ、 Ｖｓ＝０．５ｋＶ、 Ｐ＝０．０５Ｐａ 、Ｎ＝１５、 ｌ＝２０ｍｍ その他、基材底部にマグネットを設置した。
　この結果、基材を表面レーザー顕微鏡観察した結果を図１１（Ａ）に示す。また広範囲に基材表面を金属顕微鏡で観察した像（倍率２０倍）を図１２に示す。
　図１１（Ｂ）に表面粗さの測定結果を示す。測定された表面粗さは、
　距離：１４９．００μｍ、Ｒａ：０．０５５μｍ、Ｒｙ：０．２９０μｍ、Ｒｚ：０．２６２μｍ、であった。
　（実施例３）
　上記実施例２と同様に、ただし、チタンまたはチタン合金基材としてＥＬＩ材を用いて、エンドミル加工後、ＳＯＬＯで、プラズマカソード電子ビーム照射し、実施例２と同様の電子線照射をした。結果の表面顕微鏡写真を図１３に示す。
　（実施例４）
　４‐６合金を実施例１の条件でエンドミル加工し、その後１７ｋＶの比較的低電圧で第１の電子線照射を行った。照射条件は、カソード印加電圧Ｖｃ＝１７ｋＶ、ソレノイド電圧Ｖｓ＝０．５ｋＶ、電子銃内の真空度Ｐ＝０．０５Ｐａ、電子線を照射する（約０．２Ｈｚで）回数Ｎ＝１０、電子銃下端から基材までの距離Ｌ＝２０ｍｍの条件で電子線照射した。
　次に第２の電子線照射を第１の電子線照射より高い電圧の２５ｋＶで照射した。照射条件は、カソード印加電圧Ｖｃ＝２５ｋＶ、ソレノイド電圧Ｖｓ＝０．５ｋＶ、電子銃内の真空度Ｐ＝０．０５Ｐａ、電子線を照射する（約０．２Ｈｚで）回数Ｎ＝１０、電子銃下端から基材までの距離Ｌ＝２０ｍｍの条件で電子線照射した。
　第１の電子線照射後の基材の表面金属顕微鏡写真（倍率２０倍）を図１４（Ａ）に示し、第１の電子線照射して、第２の電子線照射後の基材の表面金属顕微鏡写真（倍率２０倍）を図１４（Ｂ）に示す。図１４（Ａ）では多数のクレーターがみられ、機械加工跡も検出された。図１４（Ｂ）では機械加工跡も見られず、クレーターの数も低減した。
　（実施例５）
　図１５に記載した装置を用いて、ＥＬＩ材をエンドミル加工後の実施例１で得られた試験片１Ａの試料を、上部カソード７０に配し、純チタンを下部アノード７２に配置した。カソード電圧は、　Ｖｃ＝２８ｋＶ、回数 Ｎ=４０回で電子線照射した。
　逆極性照射は、クレーターの直下にはＭｎＳ、あるいはＭＣ系のカーバイド等が一次の電子線照射時の溶融冷却の過程で生成されているが、逆極性にした電子線照射で、これらの生成物を電子線放射時に吹き飛ばす効果があると考えられている。
　この工程では、下部陽極からのチタンが陰極製品にスパッタリングされることのみならず、上部陰極製品の表面近傍からは不純物が爆発的に飛び出し、カソード（陰極）スポットが出来ている事が発明者等によって観察された。
　その後、実施例４と同様の条件で電子線の二段照射を行った。得られた基材の表面金属顕微鏡写真（倍率２０倍）を図１６に示す。図１６の結果から、クレーターは観察されなかった。全体の照射は、［逆極性照射（２８ｋＶ）―正極性照射（１７ｋＶ）―正極性照射（２５ｋＶ）］であった。
　（実施例６）
　実施例３～５で得られたチタンまたはチタン合金基材の表面にダイヤモンド・ライク・カーボン（ＤＬＣ）を被覆した。
　被覆条件は、ＧＰＡＳ (Graphite Pulse Arc Sputtering)法(US　Patent 6,753,042）で行った。等価試験片でのＤＬＣ膜厚は１．０～１．２μｍの範囲であった。
　得られた表面被覆材のＤＬＣ膜の密着度合いを調べるため、ロックウェル圧子を圧入、耐摩耗性を調べるためにインデンターに荷重を掛けた状態で高速往復運動させ摩耗状況を評価した。条件は、ロックウェル圧入は１５０ｋＧ、 摩耗状況は新東科学（株）社製トライボ試験機HEIDON Type １４DRを使用し、荷重１００ｇｒ、１，２００ｍｍ/ｍｉｎ、ストローク６ｍｍ で往復回数２，０００回であった。
　それらの結果を図１７～１９に示す。（Ａ）は、ロックウェル圧痕の結果であり、（Ｂ）は、耐摩耗性の評価結果である。
　実施例３にＤＬＣ被覆した図１７の場合は、ロックウェル圧痕周辺に多少の剥離がみられたが、実用上密着性に問題はなかった。
　実施例４にＤＬＣ被覆した図１８の場合は、実用上問題ない程度に密着されていた。
　実施例５にＤＬＣ被覆した図１９の場合は、密着性に優れていた。
　（比較例１）
　実施例１で得られた試験片１Ａの表面に、マグネトロンで純チタンのスパッタリングを行った。この場合は、次工程の電子線照射の段階でスパッタ膜が剥離し実用に耐えなかった。
１　真空室、２　真空ポンプ、３　補助真空ポンプ、４　アルゴンガス容器、５　ソレノイド、６　アノード、７　カソード、８　アノードプラズマ、９　カソード試料
ａ　アクリル基板、ｂ　シリコーン板、ｃ　テフロンＴＭスペーサ、ｄ　ＨＥＭＡ／Ｓｔブロック共重合体コーティングスライドガラス、ｅ　シリコーン板、ｆ　金属板、ｇ　ねじ
２０　ＳＯＬＯシステム、２１　ホローカソード、２５　ホローアノード、２９　グリッド、３１　ドリフト管（drift tube)、３３　試料、４９　ホルダー
７０　上部カソード（試料）、７２　下部アノード（純チタン）
１００　遠心式血液ポンプ装置、　　２００　遠心式血液ポンプ部
３００　インペラ回転トルク発生部、　１１８　ベーン
１２０　ハウジング、１２１　インペラ
１２２　血液流入ポート、１２３　血液流出ポート
１２４　血液室、１２５　埋設された磁性体（永久磁石）
１２６　血液通路、１２７ドーナツ板状部材（下部シュラウド）
１２８　ドーナツ板状部材（上部シュラウド）、１３１　ロータ
１３３　永久磁石、１３４　モータ、１３８　動圧溝

Claims (10)

  1. 　少なくとも切削加工されたチタンまたはチタン合金基材表面に電子線を照射して、血液と接触する表面の血小板付着性を減少させる医療用機器の製造方法。
  2. 　前記電子線照射が、前記表面の熱処理後に行われる請求項1に記載の医療用機器の製造方法。
  3. 　前記電子線照射が第一の電圧で行う第１の電子線照射と、前記第一の電圧より高い第二の電圧で行う第２の電子線照射を含む請求項1または２に記載の医療用機器の製造方法。
  4. 　前記電子線照射が、陽極に純Ｔｉ金属を使用して電子線による逆極性照射を行った後、正極性で電子線照射する請求項１～３のいずれかに記載の医療用機器の製造方法。
  5. 　前記正極性で電子線照射する工程が、異なった条件で少なくとも２回行われる請求項４に記載の医療用機器の製造方法。
  6. 　前記電子線照射された表面に、さらに基材とは異なる物質の薄膜で被覆する請求項１～５のいずれかに記載の医療用機器の製造方法。
  7. 　前記基材とは異なる物質が、ダイヤモンド・ライク・カーボンである請求項６に記載の医療用機器の製造方法。
  8. 　前記医療用機器が、血液ポンプ装置である請求項１～７のいずれかに記載の医療用機器の製造方法。
  9. 　前記血液ポンプ装置が、動圧溝を有する遠心式血液ポンプ装置である請求項８に記載の医療用機器の製造方法。
  10. 　請求項８または９に記載の医療用機器の製造方法で得られる血液ポンプ装置。
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