(57)【要約】【課題】生体親和性、生体分解性、及び強度に優れる成形体を提供すること。【解決手段】高分子材料により形成されてなる成形体であって、前記高分子材料は、その表面の少なくとも一部にイオンビーム照射によりイオンを注入してなり、前記のイオンビーム照射における、イオン種が、希ガス類または人体に含まれるイオン種で、前記希ガス類が、Ａｒ（アルゴン）またはＨｅ（ヘリウム）であり、前記人体に含まれるイオン種がＮ（窒素）、Ｐ（燐）またはＣ（炭素）であることを特徴とする成形体。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
高分子材料により形成されてなる成形体であって、
前記高分子材料は、その表面の少なくとも一部にイオンビーム照射によりイオンが注入されてなる
ことを特徴とする成形体。
【請求項２】
前記のイオンビーム照射における、イオン種が、希ガス類または人体に含まれるイオン種であることを特徴とする請求項１に記載の成形体。
【請求項３】
前記希ガス類が、Ａｒ（アルゴン）またはＨｅ（ヘリウム）であり、前記人体に含まれるイオン種がＮ（窒素）、Ｐ（燐）またはＣ（炭素）であることを特徴とする請求項２に記載の成形体。
【請求項４】
前記のイオンビーム照射における、イオン注入量が１０８〜１０１８ｉｏｎ／ｃｍ２である
ことを特徴とする請求項１〜３のいずれかに記載の成形体。
【請求項５】
前記のイオンビーム照射における、イオンの加速電圧の条件が１０ｋｅＶ〜３００ｋｅＶである
ことを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の成形体。
【請求項６】
前記高分子材料は、低分解性生体適合材料である
ことを特徴とする請求項１〜５のいずれかに記載の成形体。
【請求項７】
前記低分解性生体適合材料は、ポリ乳酸、ポリカプロラクトンである
ことを特徴とする請求項６に記載の成形体。
【請求項８】
前記成形体は、高分子材料にねじり延伸を施してなる
ことを特徴とする請求項１〜７のいずれかに記載の成形体。
【請求項９】
前記ねじり延伸における、押出圧力は１００−２００ｋＮである
ことを特徴とする請求項８に記載の成形体。
【請求項１０】
前記ねじり延伸における、らせん角度は１５〜７５度である
ことを特徴とする請求項８または９に記載の成形体。
【請求項１１】
成形体が締結部材であって、
前記ねじり延伸における、ねじり加工のねじり方向は、螺子のねじり方向と同じである
ことを特徴とする請求項８〜１０のいずれかに記載の成形体。
【請求項１２】
前記成形体が医療用成形体である請求項１〜１１のいずれかに記載の成形体。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、強度に優れた成形体に関し、さらに詳細には、生体親和性、生体分解性、及び強度に優れる医療用成形体や各種締結部材に最適な強度を有する成形体に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
近年、プラスチック材料は各種分野においてますます用途の幅を広げており、従来のような各種容器類のみではなく、金属製のボルトやナットの代替材等強度を必要とされる分野でも広く用いられるようになっている。
特にリサイクルの重要性が叫ばれている現代においてはプラスチック製の容器や自動車部品において金属製の締結部材を用いることを懸念する傾向があり、金属製の締結部材の代替材料としてプラスチック材料を用いる動きがある。
しかし、従来提案されているプラスチックザイル用では未だプラスチックのみで要求されているほどの強度を達成することができず、炭素繊維など他の材料を組み合わせているのが現状である。
また、日本では急速な高齢社会が進んでおり、高齢者の増加にともない、生体機能の衰えによって生じる骨粗鬆種などによる骨折の増加や、歯の損傷などの障害が問題になっている。
現在の医療現場では、骨折などの治療は骨折の種類や程度によって、外固定法、内固定法、創外固定法などの骨折部固定法が用いられている。
その中で内固定法は、手術によって骨の位置をもとに戻した後、骨固定デバイスなどによって骨を直接固定する方法である。内固定法において使用される骨固定デバイスの素材は、骨折固定材や骨固定材などと呼ばれており、この材料には大きく分けて金属材料、セラミック材料、プラスチック材料の三種類がある。骨固定材に使用される材料の中でも、金属材料は高強度、信頼性の観点から骨固定材において最も一般的に用いられている。
しかし、生体のような腐食環境下では疲労が促進され大気中に比べて疲労限度が著しく低下する傾向がある。この他にも、金属材料が有する高い弾性率によって応力遮へいが生じ、治療後の骨が弱化することも懸念されている。このような問題のために金属製骨固定材は長期間体内に留置せずに、骨折が治癒した後は速やかに除去する必要があるが、金属製骨固定材を除去するための再手術は患者にとって肉体的・精神的・経済的な負担となっている。特に内固定法において、現在の医療現場で、最近の傾向として、患者の生活水準の質的向上を目指して（Ｑｕａｌｉｔｙ  Ｏｆ  Ｌｉｆｅ（＝ＱＯＬ））、治療後に除去（再手術）が必要ない生体分解性プラスチックにより金属材料を代替することが行われており、生体分解性プラスチックを材料としたものが種々提案されている。
たとえば、特許文献１には、破裂の危険性がある動脈瘤の破裂を防止するイオンビーム照射によって組織適合性を改善した高分子材料として、炭素を構成元素として含む高分子材料より構成され、表面の少なくとも一部がイオン衝撃により改質されてなる、動脈瘤治療用材料が提案されている。
また、たとえば、特許文献２には、人工血管又は人工硬膜などの生体内埋入材料と生体組織接着剤との親和性を向上させることにより、より迅速に血液又は髄液の漏出を防ぐことができる高分子材料として、生体組織接着剤と組み合わせて使用する、炭素又は珪素を構成元素として含む高分子材料より構成され、表面の少なくとも一部がイオン衝撃により改質されてなる高分子材料が提案されている。
また、たとえば、特許文献３には、人工血管又は人工硬膜などの生体内埋入材料と生体組織接着剤との親和性を向上させることにより、より迅速に血液又は髄液の漏出を防ぐことができる高分子材料として、生体組織接着剤と組み合わせて使用する、炭素又は珪素を構成元素として含む高分子材料より構成され、表面の少なくとも一部がイオン衝撃により改質されてなる高分子材料が提案されている。
また、たとえば、特許文献４には、骨、筋肉と密着させることで、時間経過過程で形態学的、組織化学的変化を伴い、細胞と接着する材料として、炭素を構成元素として含む高分子材料より構成され、表面の少なくとも一部がイオン衝撃により改質されてなる、骨及び／又は筋膜に接着性を有する材料が提案されている。
また、たとえば、特許文献５には、高分子鎖を一軸あるいは多軸に分子配向させることにより、２００ＭＰａ以上の初期圧縮曲げ強度を約３〜４ヶ月間生体内で保持し、更に約６ヶ月後から分解吸収を促進させ長くとも３年以内にその成形体が完全に分解消失する生体内分解吸収性の骨固定材として、ポリ乳酸あるいはＬ−ラクチド／ＤＬ−ラクチド共重合体とアルカリ処理したハイドロキシアパタイトを適当な割合でブレンドし、押出し、あるいは射出成形することにより得られるロッドあるいはシートを、更にその複合体の変形可能な温度で、一軸延伸、圧縮変形あるいは固体押出し成形によって得られる、生体内分解吸収性の骨固定材が提案されている。
また、たとえば、特許文献６では、ポリ乳酸やポリグリコール酸などの生分解性フィラメントを、特殊で高精度で高レベルな装置を必要とせずに、簡便な手段によって、極細の生分解性フィラメンを製造する方法として、生分解性フィラメントを、赤外線光束で加熱し、その加熱された原フィラメントが、１０ＭＰａ以下の張力により、１００倍以上に延伸された極細フィラメントが提案されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】特開2007-020590号公報
【特許文献２】特開2005-034256号公報
【特許文献３】特開2004-089361号公報
【特許文献４】特開2002-315821号公報
【特許文献５】特開平11-206871号公報
【特許文献６】国際公開第2005/083165号
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかしながら、特許文献１〜４の提案にかかる医療用材料は、生体分解性を示すもののその分解速度がきわめて遅いという問題や、強度が低いという問題があった。
また、特許文献５にかかる提案の医療用材料は、高分子鎖を一軸あるいは多軸に分子配向させるものであり、骨固定材などに用いる場合、強度が未だ不十分なものであった。
また、特許文献６にかかる提案の医療用材料は、極細生分解性フィラメントであるため骨固定材用途に適したものではなかった。
さらにこれらの提案かかる材料では、生体ではない各種工業製品の金属製締結部材の代替品として十分な強度を有するものではなかった。
要するに、従来提案されているプラスチック材料からなる成形体は、骨固定材として、生体分解性と締結強度との両方を十分に満足するものではなく、生体親和性、生体分解性、及び強度に優れる医療用材料の開発が要望されていると共に、各種工業製品の締結部材として用いても十分な強度を呈する材料からなる成形体の開発が要望されているのが現状である。
【０００５】
したがって、本発明の目的は、生体分解性、及び強度に優れる医療用成形体や各種締結部材に最適な強度を有する成形体を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本発明者らは、前記課題を解消すべく鋭意検討した結果、高分子材料からなる成形体の表面をイオン注入により改質することで、強度を向上させることができることを知見し、さらに検討を進めた結果、特に生体分解性材料を用いた場合、強度を保ちつつ生体親和性及び生体分解性が向上することを知見し、さらに、イオン注入の条件や鍛造方法の検討を行い、本発明を完成するに至った。
すなわち、本発明は以下の各発明を提供するものである。
１．高分子材料により形成されてなる成形体であって、
前記高分子材料は、その表面の少なくとも一部にイオンビーム照射によりイオンが注入されてなることを特徴とする成形体。
２．前記のイオンビーム照射における、イオン種が、希ガス類または人体に含まれるイオン種であることを特徴とする１に記載の成形体。
３．前記希ガス類が、Ａｒ（アルゴン）またはＨｅ（ヘリウム）であり、前記人体に含まれるイオン種がＮ（窒素）、Ｐ（燐）またはＣ（炭素）であることを特徴とする２に記載の成形体。
４．前記のイオンビーム照射における、イオン注入量が１０８〜１０１８ｉｏｎ／ｃｍ２であることを特徴とする１〜３のいずれかに記載の成形体。
５．前記のイオンビーム照射における、イオンの加速電圧の条件が１０ｋｅＶ〜３００ｋｅＶであることを特徴とする１〜４のいずれかに記載の成形体。
６．前記高分子材料は、低分解性生体適合材料であることを特徴とする１〜５のいずれかに記載の成形体。
７．前記低分解性生体適合材料は、ポリ乳酸、ポリカプロラクトンであることを特徴とする６に記載の成形体。
８．前記成形体は、高分子材料にねじり延伸を施してなることを特徴とする１〜７のいずれかに記載の成形体。
９．前記ねじり延伸における、押出圧力は１００−２００ｋＮであることを特徴とする８に記載の成形体。
１０．前記ねじり延伸における、らせん角度は１５〜７５度であることを特徴とする８または９に記載の成形体。
１１．成形体が締結部材であって、前記ねじり延伸における、ねじり加工のねじり方向は、螺子のねじり方向と同じであることを特徴とする請求項８〜１０のいずれかに記載の成形体。
１２．前記成形体が医療用成形体である１〜１１のいずれかに記載の成形体。
【発明の効果】
【０００７】
本発明の成形体は、生体分解性、及び強度に優れる医療用成形体や各種締結部材に最適な強度を有する成形体である。
特に本発明の成形体が医療用成形体である場合には、生分解性材料からなる生体親和性、生体分解性、及び強度に優れるものである。また、この場合の医療用成形体は、イオン注入法により表面改質を行い、その注入量と注入深度を変える事によって、強度を保ちつつ、その生体親和性と生体分解速度が制御されたものである。
このため、骨折治療の内固定などに用いた場合、生体内で分解されるため再手術が不要で、機械的強度が段階的に減少するため骨の成長を阻害せず、金属材を使用した際のような腐食による組織反応などの悪影響や過度の剛性による応力遮へいが生じないため骨多孔化の危険性が少なく、Ｘ線やＭＲＩにも影響がないものである。
また、本発明の成形体は、ねじり延伸法により分子配向とその角度を最適化させることで、よりせん断とねじり強度を向上させることができるｆｆｆものである。
また、ポリ乳酸を高分子材料として用いた場合、従来の自己強化ポリ乳酸とは異なり、ポリ乳酸材料のせん断とねじり強度を向上させることができるため、安価で製造することができるものである。
【図面の簡単な説明】
【０００８】
【図１】図１は、本発明の医療用成形体の一実施形態を示す図である。
【図２】図２は、ねじり延伸の説明図であり、（ａ）は押出延伸、（ｂ）はねじり加工の説明図である。
【図３】図３は、実施例１〜５における、イオンビーム照射方法（ａ）及びイオンビーム照射物（ｂ）の説明図である。
【図４】図４は、実施例１〜３、並びに対象実験における、面粗さの結果を示すグラフである。
【図５】図５は、実施例１〜３、並びに対象実験における、接触角の結果を示すグラフである。
【図６】図６は、実施例２、４及び５、並びに対象実験における、接触角の結果を示すグラフである。
【図７】図７は、実施例１〜５の自然分解試験の説明図であり、（ａ）は試験で使用する本発明の医療用成形体、（ｂ）は浸漬実験及び段差の説明図である。
【図８】図８は、実施例１〜３の自然分解試験の結果を示すグラフである。
【図９】図９は、実施例２、４及び５の自然分解試験の結果を示すグラフである
【図１０】図１０は、実施例６〜９並びに比較例１における引張強度の結果を示すグラフである。
【図１１】図１１は、実験例１における押出延伸の説明図である。
【図１２】図１２は、実験例１における測定試料作製の説明図である。
【図１３】図１３は、実験例１における、配向関数と押出比の結果を示すグラフである。
【図１４】図１４は、実験例１におけるねじり加工の説明図である。
【図１５】図１５は、実験例２におけるせん断強度試験の説明図である。
【図１６】図１６は、実験例２におけるせん断強度の結果を示すグラフである。
【図１７】図１７は、実験例３におけるねじり強度試験の説明図である。
【図１８】図１８は、実験例３におけるねじり強度の結果を示すグラフである。
【図１９】図１９は、ねじり強度と最大らせん角との関係を示すグラフである。
【図２０】図２０は、最大らせん角とせん断強度との関係を示すグラフである。
【符号の説明】
【０００９】
１：医療用成形体、１０：軸、１１：ネジ山、２０：頭
【発明を実施するための形態】
【００１０】
以下、本発明をさらに詳細に説明する。
本発明の成形体の実施形態の一例としての医療用成形体を、図１を参照し説明する。
＜全体構成＞
本発明の成形体としての医療用成形体は、高分子材料としての生分解性材料により形成されてなる医療用成形体であって、前記生分解性材料は、その表面の少なくとも一部にイオンビーム照射によりイオンを注入してなる、ものである。
本実施形態の医療用成形体１は、骨折などに際して骨の内固定用に使用される骨固定用具としてのスクリューであり、全体にネジ山１１が設けられた軸１０と座面の存在する頭２０とからなる。
【００１１】
（高分子材料）
本発明の成形体は、高分子材料により形成されている。
ここで用いることができる高分子材料としては、通常のプラスチック成形体に用いられるものであれば特に制限なく用いることができるが、後述する生分解性材料の他、ポリプロピレン（ＰＰ）、ポリエチレン（ＰＥ）、ポリスチレン（ＰＳ）、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）、ポリカーボネート、ポリエステル等を挙げることができる。
そして、各種工業製品の締結部材用としては、特にポリプロピレン（ＰＰ）、ポリスチレン（ＰＳ）、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）等が好ましく、医療用成形体としては生分解性材料が好ましい。
なお、以下の説明においては医療用成形体の例を示して説明する。その他の成形体については別に説明する。
（生分解性材料）
本明細書において生分解性材料とは、生体内で分解される材料をいう。これにより、最終的には生体内で分解や吸収されるので回収する必要のないものである。
本発明の医療用成形体で用いられる前記生分解性材料は、特に制限されないが、例えば、以下の成分からなる樹脂等を用いることができ、それらは、単独または混合したものを用いることもできる。
ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリグリコール酸、ポリカプロラクトン、ポリヒドロキシアルカノエート、変性ポリビニルアルコール、カゼイン、変性澱粉など。
すなわち、本発明における低分解性生体適合材料とは、生体内で徐々に分解される材料を意味し、具体的に好ましくは、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリグリコール酸、ポリカプロラクトン、ポリヒドロキシアルカノエート、変性ポリビニルアルコール、カゼイン、及び変性澱粉、並びにこれらの混合物からなる群より選択される材料である物質である。中でも、分解性の観点からは、ポリ乳酸、ポリカプロラクトン等が好ましくあげられる。
このような生体内での分解性が低い材料に対して後述するイオンビーム照射を行うことで、強度を保ったまま生体分解速度を向上させることができ、より生体適合材料として適するものに改質することができる。
前記ポリ乳酸においては、Ｌ体のみからなるポリＬ乳酸（ＰＬＬＡ）とＤ体のみからなるポリＤ乳酸（ＰＤＬＡ）、両者からなるＰＬＡが存在するが、いずれも、特に制限なく用いることができる。
なお、本実施形態の医療用成形体１においては、ＰＬＬＡとＰＤＬＡとからなる樹脂を用いている。
【００１２】
（他の成分）
本発明の医療用成形体には、イオン、低分子化合物、タンパク質、核酸などの人体含有物質、サイトカイン、成長因子、骨の成長に関わるビタミンＤ、プロスタグランジンなどの生理活性物質や薬理活性物質などの他の成分を、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で配合してもよい。
【００１３】
（医療用成形体）
本明細書において、医療用成形体とは、人または動物の生体の少なくとも一部を修復する用途に用いる成形体を意味する。
【００１４】
（イオンビーム照射）
本発明の医療用成形体は、上述したように、前記生分解性材料の表面の少なくとも一部にイオンビーム照射によりイオンを注入してなるものである。
本明細書において、前記イオンビーム照射とは、前記生分解性材料の表面にイオンビームを照射してイオン又はイオン粒子を表面に注入することを言う。
前記イオンビーム照射を行うことで、前記生分解性材料の表面に単なる付着や吸着よりもより強固にイオンを導入することができ、表面の改質を従来よりも、より効果的に行うことができる。これにより、強度を保ったまま生体親和性（親水性）や生体分解性を向上させることができる。
前記イオンビーム照射は、前記生分解性材料の表面にイオンビームを照射してイオン微粒子を表面に注入可能な装置であれば、特に制限なく公知のイオンビーム照射装置を用いることができる。中でも、本発明の医療用成形体の表面の改質状態の制御を行う観点から、照射するイオン種・イオン・加速電圧等の条件を制御することが可能な装置を用いるのが好ましい。
本実施形態においては、前記イオンビーム照射は、目的とする元素のイオンを発生させるイオン源、必要なイオンだけを取り出す質量分析器、イオンを電気的に必要なエネルギーに加速する加速器、対象物であるターゲットを装着する高真空チャンバー等から成り、照射するイオン種・イオン注入量・イオンの加速電圧等の条件を制御することが可能な装置を使用している。
これにより、以下に詳述するように、前記イオンビーム照射におけるイオン種・イオン注入量・イオンの加速電圧等の条件を変えることで、本発明の医療用成形体の表面の改質状態を制御し、生体分解性、生体親和性、注入イオンによる特性等を制御している。
前記イオンビーム照射は、本発明の医療用成形体の製造工程中において行われるものであるが、前記イオンビーム照射を行うタイミングは、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で特に制限なく行うことができ、例えば、仮成形した後の前記生分解性材料などに行うことができる。本実施形態においては、後述するねじり延伸を行った延伸処理物を鍛造によりねじ山を形成した後に行っている。
前記イオンビーム照射を行う部位は、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で、特に制限されず、例えば、表面全体に対しての照射、表面の一部に対しての照射などを行うことができ、照射を行う部位毎に、後述するイオン種、イオン注入量、イオンの加速電圧などの条件を変えてもよい。
【００１５】
（イオン種）
本発明の医療用成形体は、前記イオンビーム照射で使用するイオン種により、前記表面に形成される細孔径を制御して、表面の改質状態を変えることができる。これにより、生体分解速度の生体分解性、生体親和性などの特性がなされている。
具体的には、同じ数（イオン数）、同じ深度にイオンを注入した場合、注入するイオンにおけるイオン半径が大きいものの方が、例えば、形成される細孔径などが大きくなり、より、生体分解速度が高いものになる。
前記イオンビーム照射において、用いることができるイオンは、本発明の趣旨を逸脱しない限り、特に限定されず、例えば、希ガス類（Ａｒ（アルゴン）、Ｈｅ（ヘリウム）など）や、人体に含まれるイオン種、例えば、Ｎ（窒素）、Ｐ（燐）、Ｃ（炭素）、または２族類（Ｃａなど）をイオン源として用いて発生させることができるイオンを用いることができ、使用に際しては単独または複数種混合して用いることができる。中でも、生体に対しての安全性の観点から、ＡｒやＨｅなどの８族の希ガス類、Ｎ（窒素）、Ｐ（燐）、Ｃ（炭素）などの人体に含まれるイオン種であるのが好ましい。
また、注入するイオンの種類によっては、本発明の医療用成形体に新たな機能を付与することができる。例えば、２族類（Ｃａなど）のイオンを注入した場合、骨結合性などの機能を付与することができる。
なお、本実施形態においては、Ａｒをイオン源として用いている。
【００１６】
（イオン注入量）
本発明の医療用成形体は、前記イオンビーム照射におけるイオン注入量により、前記表面に形成される細孔数等を変えることができる。これにより、生体分解性材料の生体分解性、生体親和性、注入イオンによる特性等の制御がなされている。
具体的には、同じイオン種を注入した場合において、注入するイオン量が多いほど形成される細孔数が多くなり、生体分解速度が高いものになる。
前記イオンビーム照射における、イオン注入量は、本発明の趣旨を逸脱しない限り、特に制限されないが、１０８〜１０１８ｉｏｎ／ｃｍ２であるのが好ましく、１０１０〜１０１６ｉｏｎ／ｃｍ２であるのがさらに好ましく、１０１２〜１０１５ｉｏｎ／ｃｍ２が特に好ましい。
この範囲であると、イオン注入により材料を焦がしてしまうなど損壊させることなく、強度を保ったまま生体親和性（親水性）や生体分解性をより向上させることができる。
なお、本実施形態においては、実施例１０に示す条件で成形されている。
【００１７】
（イオンの加速電圧）
本発明の医療用成形体は、前記イオンビーム照射におけるイオンの加速電圧を制御することにより、注入されるイオンの加速量を変化させ、前記表面に形成される細孔の深さを変えることができる。これにより、生体分解速度の生体分解性、生体親和性、注入イオンによる特性等の制御がなされている。
前記のイオンの加速電圧の条件は、本発明の趣旨を逸脱しない限り、特に制限されないが、１０ｋｅＶ〜３００ｋｅＶの範囲であるのが好ましく、１０ｋｅＶ〜３００ｋｅＶのの範囲とするのがさらに好ましい。
この範囲であると、強度を保ったまま生体親和性（親水性）や生体分解性をより向上させることができる。また、この加速電圧条件とイオン注入量とを同時に制御することが材料を損壊させることなく、且つ十分に所望の効果を発揮させる程度のイオン注入深さを得る（後述する好ましい範囲内になるようにする）ために、加圧電圧条件とイオン注入量とを最適のバランスとするのが好ましい。具体的には加圧電圧を１０ｋｅＶ〜３００ｋｅＶの範囲とした場合、加圧電圧を高くするに従いイオン注入量が小さくなるように制御するのが好ましくい。
なお、本実施形態では、実施例１０に示す条件で成形されている。
【００１８】
（イオンの注入深さ、細孔）
上述のようにしてイオンビーム照射を施して形成される本発明の医療用成形体は、前記イオンビーム照射により表面にイオンが注入されるとともに微細な細孔が形成されていると考えられる。
このイオンが注入される深さや形成される細孔の深さは、上述のイオンビーム照射の条件を種々変更することで調整することができ、これにより、生体分解速度の生体分解性、生体親和性等を制御することができる。
本発明において前記のイオンの注入深さは、３０ｎｍ〜１０００ｎｍであるのが好ましく、５０ｎｍ〜６００ｎｍであるのが特に好ましい。この範囲であると、より、強度を保ったまま生体親和性（親水性）や生体分解性を向上させることや、イオンの持つ特性を付与することができる。
また、前記細孔については、現状ではその径等を正確に測定することはできないが、後述するシュミレーション結果、並びに透過型顕微鏡などによる断面観察等の測定結果から表面からイオン注入深さまで改質された層が形成されていることは明らかである。これは前記イオンビーム照射により、イオンがある程度の深さまで到達して、イオン径と同等又はイオン径よりも若干径の大きい孔が形成されているものの、イオン径よりも若干大きい程度の非常に微細な孔であるため各径の測定が困難なためと推測される。
【００１９】
（ねじり延伸）
本発明の医療用成形体は、生分解性材料にねじり延伸を施してなるもの、であるのが好ましい。これにより、強度を高くすることができる。
前記ねじり延伸の一例を、図２を参照して、説明する。
前記ねじり延伸は、まず、図２（ａ）に示すように、溶融させた原料を圧縮成形等により成形した圧縮成形物などの仮成形体に対し、押出延伸を行い、分子配向させた押出処理物を得る。次に、図２（ｂ）に示すように、押出処理物をその一端を固定し、押出処理物を加熱し、その他端を、図中の矢印のねじり方向に、ねじり角度（図中のγ）で回転させることによりなされる、ねじり加工を施して行う。
【００２０】
（押出延伸）
前記押出延伸は、特に制限されず、公知の方法や装置により行うことができる。例えば、樹脂をガラス転移温度以上、融点以下の温度に加熱し、金型と圧子を用いて材料を絞り出すように変形させて延伸する、いわゆる押出法などにより行うことができる。
これにより、本発明の医療用成形体における前記生分解性材料の分子を配向させることができ、より強度を高くすることができる。
前記押出延伸に用いられる材料は、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で、特に制限されず、例えば、樹脂原料から圧縮成形などにより成形された材料を用いることができる。
前記押出延伸における押出圧力は、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で、特に制限はされないが、分子配向、強度等の観点から、１００〜２００ｋＮであるのが好ましい。
前記押出延伸における延伸比は、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で特に制限はされないが、前記生分解性材料がポリ乳酸である場合には、分子配向、強度等の観点から、１．２〜１０であるのが好ましい。
前記押出延伸における配向関数は、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で特に制限はされないが、前記生分解性材料がポリ乳酸である場合には、分子配向、強度等の観点から、０．５〜０．８であるのが好ましい。
なお、前記ポリ乳酸の配向関数は、実施例に記載する方法により求めたものである。
なお、本実施形態の医療用成形体は、実施例１０の条件で延伸処理したものである。
【００２１】
（ねじり加工）
本発明で用いられる前記ねじり加工は、上述の押出延伸で分子配向された押出処理物に行うものである。これにより、本発明の医療用成形体のせん断強度を維持し、ねじり強度を高くすることができる。
前記ねじり加工における材料の回転は、材料の長軸方向に対しての１つの末端を接着などの方法で固定し、材料を加熱し他の末端を回転させる方法などにより行うことができ、通常この種の加工を行う際に用いられる延伸装置を特に制限なく用いて行うことができる。
本実施形態においては、図２（ｂ）や図１４等に示すように一端を固定し、材料をヒーターで加熱しながら多の末端をトルク負荷機で回転させたものである。
前記のねじり加工における加熱温度は、特に制限はないが、加工のしやすさ、などの観点から、５０〜２００℃であるのが好ましい。
本実施形態において、ねじり加工は、成形温度約１００℃、回転数０．２ｒｐｍ、回転方向は右回りにトルクを加えることで行った。
また、前記のねじり加工は、らせん角が、１５〜７５度であるのが好ましく、理論上４５度付近となるように行うのが特に好ましい。らせん角が、この程度であると、よりねじり強度が高くなる。
なお、本明細書において、らせん角とは、図２（ｂ）に示すように材料の一端を矢印方向に角度γに回転させたときに生じる角度θを意味し、例えば、円柱の場合には、下記方法により測定することができる。
らせん角は以下の様にして測定できる。まず、ねじり延伸を行う前の円柱の軸方向の直線を引く。ねじり延伸後に固定端を起点にして軸方向の直線を引く。トレーシングペーパーを円柱に巻きつけ、ねじり延伸前後に引いた線をなぞり、円柱から切り離す。そして、分度器を用いてねじり延伸前後に引いた線（ねじり延伸前後の線）の角度を測定することにより、らせん角を測定することができる。
また、らせん角の平均値を平均らせん角といい、上述のようにして円柱の長さ方向に複数個所らせん角を測定し、それらの平均を算出したものをいう。なお、本実施形態においては、平均らせん角は２３度であった。
また、本発明の医療用成形体が本実施形態におけるネジのような締結部材である場合において、前記のねじり加工におけるねじり方向は、強度等の観点から、ねじのらせんと同じ方向であることが好ましい。これにより、ねじり方向（ネジの螺旋方向）のねじり強度を高くすることができる。
なお、本明細書において締結部材とは、締結に用いられる部材をいい、具体的にはボルト、ナット、ネジなどが挙げられる。
【００２２】
（結果物の説明）
上述のようにして得られる本発明の医療用成形体１は、親水性が高く、しかも強度が向上したものである。本実施形態においては、イオンビーム照射により接触角が約７５度近辺から約６０度近辺まで変化し親水性が向上したものである。また、ねじり延伸によりねじり強度（トルク）が約１．０Ｎ・ｍから約１．２Ｎ・ｍまで上昇し、強度が向上したものである。
【００２３】
（形状・大きさ）
本発明の医療用成形体の形状・大きさは、特に制限なく、用途に応じて任意のものを用いることができる。なお、本実施形態においては、長さ約２０ｍｍ、直径６ｍｍのネジである。
【００２４】
＜他の成形体＞
また、本発明の成形体が医療用成形体以外の成形体である場合について以下に説明する。
本発明の成形体として上述の医療用成形体ではない工業用成形体等とする場合（たとえばボルトやナット等の締結部材）でも、材料として上述の生分解性材料の他、上述の高分子材料を用いることができる。また、イオンビーム照射、イオン注入量、イオンの加速電圧、イオンの注入深さや細孔、ねじり延伸、押出延伸、ねじり加工については上述の医療用成形体と同様の条件とすることができる。
また、この際用いることができるイオン種も上述の医療用成形体と同様にすることができるが、特に、希ガス類（Ａｒ（アルゴン）、Ｈｅ（ヘリウム）など）が好ましい。
得られる成形体の強度は用いる高分子材料により種々変更可能であり、本発明の成形体においては所望の強度に調整することが可能である。
【００２５】
製造方法及び用途については成形体の区別なく以下に説明する。
（製造方法）
本発明の成形体は、前記生分解性材料にねじり延伸処理を施して仮成形体を得る延伸工程と、
得られた仮成形体にイオンビーム照射を行う照射工程と、を行うことにより得ることができる。
前記延伸工程は、上述の押出延伸とねじり加工とを行うことにより実施できる。
前記照射工程は、上述のイオンビーム照射を行うことにより実施できる。
なお、前記仮成形体は、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で、鍛造や切削などの加工を追加することができる。
本実施形態においては、鍛造によりネジ山の形成を行った後に、イオンビーム照射を行っている。
また、前記医療用成形体が、例えば平板など、ねじり延伸処理を必要としない場合は、ねじり延伸処理省略することができる。
【００２６】
（用途など）
本発明の成形体は、上述の特性を有するため、スクリュー、ボルト、ナットなどの締結部材として有用である。また、高分子材料として生分解性材料を用いた場合には、生体内で使用する医療用成形体として好適に用いることができる。中でも、上述の骨折の内固定などに用いる医療用固定具や部品などの固定プレート、スクリュー、ボルト、ナット、ピン、ケージ、などにさらに好適に用いることができ、さらに前記ねじり延伸を行って得られた本発明の医療用成形体は、所定の回転方向に対するねじり強度が付与される観点から、スクリュー、ボルト、ナットなどの締結部材や、ネジ孔を具備する成形体などに特に好適に用いることができる。
【００２７】
本発明は上述した実施形態に何ら制限されるものではなく、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で種々変形可能である。
たとえば、本体全体にネジ山が設けられた例をもって説明したが、先端部分のみにネジ山が形成された形状とする等、ネジ山の形成箇所は任意である。
【実施例】
【００２８】
以下、本発明について実施例及び比較例を示してさらに具体的に説明するが本発明はこれらに何ら制限されるものではない。
【００２９】
〔実施例１〜５〕
以下に示す射出成形物を用いてイオンビーム照射を行い、本発明の成形体としての医療用成形体を得た。
得られた医療用成形体におけるイオンビーム照射により改質した部分における表面状態の変化を、イオンビーム照射後におけるイオンビーム照射部分の表面の面粗さ、接触角の測定を行うことにより調べた。
（射出成形物の製造方法）
重量平均分子量９５０００のＰＬＡペレットを使用した。このペレット単体を下記に示す条件で日精樹脂工業製の超精密小型成形機（ＮＰ７  Ｒｅａｌ  Ｍｉｎｉ）を用いて評価部長さ約３０ｍｍ、幅約５ｍｍ、厚さ約２ｍｍのダンベル型に射出成形し、射出成形物（ボルトとナットとの締結物の疑似成形体または固定プレートの疑似成形体）を得た。
条件：
Ｉｎｊｅｃｔｉｏｎ  Ｐｒｅｓｓｕｒｅ［ＭＰａ］：８２
Ｆｕｓｉｏｎ  Ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ［℃］：２００
Ｃｌａｍｐｉｎｇ  Ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ［℃］：５０
Ｃｏｏｌｉｎｇ  Ｔｉｍｅ［ｓ］：３０
【００３０】
（イオンビーム照射）
得られた前記生分解性材料の射出成形物の表面の一部にイオンビーム照射を行った。
前記イオンビーム照射は、イオンビーム照射装置を用いて行った。用いたイオンビーム照射装置は、目的とする元素のイオンを発生させるイオン源、必要なイオンだけを取り出す質量分析器、イオンを電気的に必要なエネルギーに加速する加速器、対象物であるターゲットを装着する高真空チャンバー等から成り、照射するイオン種・イオン注入量・イオンの加速電圧等の条件を制御することが可能な装置である。
また、イオンビーム照射を行った部分は、図３（ａ）に示すように、前記射出成形物の表面の一部をマスク（材料（アルミニウム箔や板など）、大きさ約１００×１００×１ｍｍ）により被覆してマスクした部分にはイオンビーム照射がされないようにして行い、図３（ｂ）に示す本発明の成形体としての医療用成形体としてのイオンビーム照射物を得た。（図中の点線の部分は、イオンビーム照射した部分を示している。）
なお、イオンビーム照射は表１に示す条件にて行った。
【表１】
2015144804.tif 000003
【００３１】
〔試験例１〕
（表面の面粗さ・接触角の測定）
医療用成形体におけるイオンビーム照射により改質した部分における表面状態の変化を、イオンビーム照射部分の表面の面粗さ、接触角の測定を行うことにより調べた。
また、試験は、イオンビーム照射条件におけるイオン注入量及びイオンの加速電圧の違いによる効果の差を調べるため、
イオン注入量：１０１３イオン／ｃｍ２で、イオンの加速電圧：５０、１００、１５０ｋｅＶの各条件におけるイオンビーム照射部分の表面の面粗さ（実施例１〜３）、
イオン注入量：１０１３イオン／ｃｍ２で、イオンの加速電圧：５０、１００、１５０ｋｅＶの各条件における表面のイオンビーム照射部分の表面の接触角（実施例１〜３）、
イオンの加速電圧：１００ｋｅＶで、イオン注入量：１０１３イオン、１０１４イオン、１０１５イオン／ｃｍ２の各条件における表面のイオンビーム照射部分の表面の接触角（実施例２、４及び５）、
において試験を行った。また、対照試験として、イオンビーム照射を行っていない部分における表面の面粗さ及び接触角の測定を行った。
なお、表面の面粗さ及び、接触角は、下記方法により測定した。
面粗さ測定：
面粗さ測定は、原子間力顕微鏡（ＡＦＭ）（装置名：ＩＣＯＮ、ビーコ社製）を用いて、タッピング法により行った。
接触角測定：
接触角測定は、蒸留水を２０μＬ滴下し、接触角計（装置名：ＤＭ−３０１、協和界面科学株式会社製）を用いて、滴下法により行った。
得られた表面の面粗さの結果を、図４（実施例１〜３：イオンの加速電圧の比較）に、接触角の結果を図５（実施例１〜３：イオンの加速電圧の比較）及び図６（実施例２，４及び５：注入イオン量の比較）に示す。
なお、図中の、０ｋｅＶにおける実験結果は、対照実験としてのイオンビーム照射を行っていない部分（図３（ａ）のマスクの下の部分）における実験結果を意味する。
なお、すべての試験は、試行回数５回で行った。
【００３２】
〔試験例２〕
医療用成形体の生体分解性を調べるため自然分解試験を行った。
（自然分解試験）
生体内におけるポリ乳酸の分解速度と、リン酸緩衝液中での分解速度は同等であることが知られており、リン酸緩衝液中における本発明の医療用成形体の分解速度は生体内での分解速度と同等であると考えられる。そこで、自然分解実験は、図７に示すように本発明の医療用成形体を濃度０．０６７Ｍのリン酸緩衝液（ｐＨ７．４）、２００ｍＬに浸漬させることにより行った。
医療用成形体は、リン酸緩衝液浸漬後、１、２、４、６週間後に緩衝液から取り出し、イオンビーム照射した部分と、イオンビーム照射していない部分との厚みの差（図７の図中の「段差」）を測定することにより行った。なお、前記リン酸緩衝液は１週間ごとに交換を行った。
前記厚みの測定は、原子間力顕微鏡（ＡＦＭ）装置（商品名：ＩＣＯＮ、ビーコ社製）を用いて行った。
試験は、イオンビーム照射条件の違いによる効果の差を調べるため、
イオン注入量：１０１３イオン／ｃｍ２で、イオンの加速電圧：５０、１００、１５０ｋｅＶの各条件で製造した医療用成形体（実施例１〜３）、イオンの加速電圧：１００ｋｅＶで、イオン注入量：１０１３イオン、１０１４イオン、１０１５イオン／ｃｍ２の各条件で製造した医療用成形体（実施例２、４及び５）、において行った。
その結果を図８（実施例１〜３：イオンの加速電圧の比較）、及び図９（実施例２、４及び５：注入イオン量の比較）に示す。
【００３３】
〔実施例６〜９〕
（本発明の成形体としての医療用成形体の製造）
実施例１と同様にしてＰＬＡペレットから射出成形物を製造し、該射出成形物にイオンビーム照射を、下記表２の条件で、成形物の一面全体に行い、本発明の医療用成形体（実施例６〜９）を得た。
各実施例（実施例６〜９）おけるイオンビーム照射条件を表２に示す。
【表２】
2015144804.tif 000004
（シミュレーションによるイオン注入深さ）
また、前記イオンビーム照射によるイオン注入深さを、ＳＲＩＭ２００６（Ｊ．Ｆ．  Ｚｉｅｇｌｅｒら、ｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ｓｒｉｍ．ｏｒｇ／）でシミュレーションしたところ、以下の通りであった。
実施例６：約８０（±２０ｎｍ）ｎｍ、実施例７：約１６０（±３０ｎｍ）ｎｍ、
実施例８：約８０（±２０ｎｍ）ｎｍ、実施例９：約１６０（±３０ｎｍ）ｎｍ。
【００３４】
〔比較例１〕
イオンビーム照射を行わなかった以外は、実施例１と同様にしてＰＬＡペレットから射出成形物を製造し、得られた射出成形物を比較例１とした。
【００３５】
〔試験例３〕
医療用成形体の強度を、引張強度を測定することにより調べた。
引張強度の測定は、実施例６〜９で得られた医療用成形体、並びに比較例１で得られた圧縮成形体において行った。
（引張強度測定）
引張強度の測定は、下記方法により行った。
方法：ＪＩＳ  Ｋ７１６２（プラスチック−引張特性の試験方法、第２部：型成形、押出成形及び注型プラスチックの試験条件）に従い行った。
試験装置：装置名：万能試験機、型名：ＡＧＳ１０００−Ａ、島津製作所社製
引張強度は、引張試験中に加わった最大引張応力とした。
得られた結果を図１０に示す。
なお、試験は試行回数３回で行った。
【００３６】
〔実験例１〕ねじり延伸における種々押出延伸比における分子配向状態の解析
ねじり延伸における分子配向の最適化を行うため、ねじり延伸における押出延伸時の押出比による分子配向状態を調べた。
（圧縮成形物の製造）
圧縮成形物は、実施例１のＰＬＡペレットを用い、円筒状の成形物用の金型（直径：６ｍｍ、長さ４０ｍｍ）で圧縮成形を行い、円筒状の圧縮成形物（直径：６ｍｍ、長さ４０ｍｍ）を得た。
【００３７】
（押出処理物の製造）
得られた圧縮成形物を押出法により、種々延伸比（延伸比：１．０、１．３、２．０、４．０、８．０）で押出延伸した。なお、押出延伸は全ての延伸比において直径６ｍｍになるように行った。
押出延伸の概要を図１１に示す。押出成形は、本体、バルク体のガイド、圧子、テーパー部の四つのパーツから構成される金型を用い、金型は自作したホットプレスを用いて１０５℃に加熱し、金型に前記圧縮成形物をセットした状態で１０分間加熱し、加熱後にホットプレスの油圧ジャッキを手で操作して負荷を加え、圧子を押込むことにより行った。
押出延伸後、金型ごとホットプレスから取出し、金型を吸熱用の金属板を用いて５０℃になるまで冷却した後に金型から取出し、押出処理物（直径６ｍｍ、長さ４０ｍｍ）を得た。なお、延伸比１．０のものは、熱処理のみを行い、押出延伸を行わなかったものである。
【００３８】
（分子配向の解析）
得られた前記押出処理物の分子配向は、フーリエ変換赤外線分光法（ＦＴＩＲ）の全反射法（ＡＴＲ法）により解析した。
以下、解析の詳細を示す。
ＦＴＩＲでは赤外光源部より出た光が干渉計に入り、干渉波（インターフェログラム）となり、試料を通過する。その際、試料を構成する分子中の原子または原子団の振動エネルギーに対応した固有の振動数の光が吸収される。検出器で得られた信号は、コンピュータ部にてフーリエ変換され、試料固有の赤外スペクトルが得られる。それによって試料物質の同定を行うことができ、さらに偏光赤外線を用いることによって分子配向の解析を行うことができる。ＡＴＲ法はＦＴＩＲの測定方法の一つで、赤外線を試料表面で全反射させることによって試料表面１〜２μｍ程度の情報を得る方法である。
ＰＬＡのα結晶からなる配向したフィルムでは分子鎖軸に垂直な遷移モーメントを示すＣＨ３振動モードに割り当てられる９２３ｃｍ−１の吸収バンドが観察されること（Ｓ．Ｋａｎｇら、Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｅｓ、３４、４５４２（２００１））、非常に配向したβ結晶からなるフィルムではβ結晶のＣＨ３振動モードに割りあてられた９１２ｃｍ−１の吸収バンドが観察されること（Ｄａｉｓｕｋｅ  Ｓａｗａｉら、Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ、３６、３６０１−３６０５（２００３））が報告されている。従って、α結晶とβ結晶それぞれの配向関数は赤外線二色比を用いることによって決定することができる。
二色比Ｒは下式（数１）の様に定義される。
【数１】
2015144804.tif 000005
式中、ＡｐとＡｓは試料表面に対して垂直方向と平行方向に偏光した赤外線を用いて決定された吸光度である。
下式（数２）を用いて二色比Ｒから配向関数ｆｃを求めることができる。
【数２】
2015144804.tif 000006
式中、θは分子鎖軸と延伸方向との間の角度、Ｒ０＝２ｃｏｔ２αであり、αは赤外線吸収バンドの遷移モーメントが分子鎖となす角度で、α＝９０°である。
【００３９】
（測定・解析）
測定を行うために測定試料を作製した。測定試料は、得られた前記押出処理物を、エピコート（登録商標）８２８（三菱化学社製）とトリエチレンテトラミンとを重量比１００：１１で混合した樹脂に図１２（ａ）に示すように包埋した後、長手方向の断面を出すために図１２（ｂ）に示すようにラボカッターを用いて一部を切り出し、さらに図１２（ｃ）に示すように前記押出処理物が長手方向に対しほぼ半分になるように切出しを行い、切り出しにより露出した前記押出処理物の一部の表面を、耐水研磨紙を用いて＃８００、＃１０００、＃２０００の順に研磨を行い、最終的にバフ研磨を行うことによって平滑にしたものである。
赤外スペクトルの測定は、前記測定試料を、フーリエ変換赤外線分光法（ＦＴＩＲ）の全反射法（ＡＴＲ法）により行った。具体的には、水平型全反射測定装置（ＡＴＲ−８２００ＨＡ、島津製作所社製）及び赤外偏光子（ＧＰＲ−８０００、島津製作所社製）を装着したフーリエ変換赤外分光光度計（商品名：ＩＲ  Ｐｒｅｓｔｉｇｅ−２１、島津製作所社製）を用いて下記条件で前記測定試料の測定を行った。
条件：
Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ  Ｍｏｄｅ：Ｔｒａｎｓｍｉｔｔａｎｃｅ
Ｃｕｍｕｌａｔｅｄ  Ｎｕｍｂｅｒ：２０
Ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ：４．０ｃｍ−１
Ｍｅａｓｕｒｉｎｇ  Ｒａｎｇｅ：７００〜４０００ｃｍ−１
得られた赤外スペクトルから上述の二色比を用いて配向関数を算出した。その結果を図１３に示す。
【００４０】
〔実施例１０〕ねじり延伸による本発明の成形体としての医療用成形体の製造
ねじり延伸処理物における、ねじり延伸方向による強度を調べた。
（ねじり延伸処理物の製造）
（原料〜押出延伸）
押出成形における延伸比を８にした以外は、実験例１と同様にして、ＰＬＡペレットから圧縮成形物を得、該圧縮成形物の押出成形を行い押出処理物を得た。
（ねじり加工）
得られた押出処理物にねじり加工を行った。
ねじり加工は、まず、得られた押出処理物の両端に図１４に示すように六角柱状の金属性タブを加工部が２５ｍｍとなるように接着した。なお、加工部とは、得られた押出処理物のタブがついていない部分を言う。
タブを接着した押出処理物を、図１４に示す自作のトルク負荷機の試料装着部に装着し、ヒーターで２０分間加熱し、モーターでトルクを加えることによってねじり加工を行い、ねじり延伸処理物（仮成形体）を得た。
なお、ねじり加工は、成形温度１００℃、回転数０．２ｒｐｍ、回転方向は右回りとし、上述のねじり角が１９２度となるようにトルクを加えることで行った。なお、ねじり加工における平均らせん角は２３度であった。
【００４１】
（鍛造）
鍛造により、ねじり延伸処理物にネジ山の形成を行った。
鍛造によるネジ山の形成は、まず、Ｍ６の並目ネジのネジ山が刻んであり２つに分割された金型に、一方のタブを切り取ったねじり延伸処理物を上下から挟んで装着し１０分間加熱を行った。その後、島津製作所製のＵＨ−１０００ｋＮＩＲを用いて２００ｋＮの押切荷重、室温下でコールドプレスすることにより金型に彫られたネジ山をねじり延伸処理物に転写することで、ねじり延伸処理物の表面にネジ山を形成した。その後、金型温度が４０℃以下になったところで荷重をはずして金型から取り出し、ネジ山が形成された鍛造物を得た。
【００４２】
（イオンビーム照射）
得られた前記成形物にイオンビーム照射を行い図１に示す本発明の医療用成形体を得た。なお、イオンビーム照射は実施例１のイオンビーム照射装置に前記成形物をセットしイオン注入量：１０１３イオン／ｃｍ２で、イオンの加速電圧：５０ｋｅＶの条件で行った後、さらに、１度目のイオンビーム照射がなされなかった部位にイオンビームの照射を行うために、前記成形物を１８０度回転させて装置にセットし、同条件で再度イオンビームの照射を行った。
【００４３】
〔実験例２〕ねじり延伸処理物における直径方向による強度
ねじり延伸処理物の直径方向のせん断強度を測定するために、実施例１０で得られたねじり延伸処理物におけるせん断試験を行った。その概要を図１５に示す。
せん断試験は、まず、図１５に示すように専用の治具を使用してねじり延伸処理物を試験機の試料装着部に装着した。装着したねじり延伸処理物に、圧縮負荷用にチャックを外し、上部に圧子をセットした状態の試験機を使用して圧縮負荷を加えることで、ねじり延伸処理物にせん断荷重を加えた。試験機には島津製作所製ＡＧＳ−１０００Ａを使用し、クロスヘッド速度は０．５ｍｍ／ｍｉｎで行った。荷重の測定には１０ｋＮのＬｏａｄ  Ｃｅｌｌを使用し、１００ｍｓの測定間隔で測定を行った。得られた最大荷重から以下の式（数３）によってせん断強度Ｓｓを算出した。
なお、対照試験は、実施例１０で得られたねじり延伸を行わなかった押出成形物を同様に試験することで行った。得られた結果を図１６に示す。
【数３】
2015144804.tif 000007
式中、Ｆは最大荷重を意味し、Ａはねじり延伸処理物の有効断面積（２２．５ｍｍ２）である。
【００４４】
〔実験例３〕ねじり延伸処理物におけるねじり延伸方向による強度
ねじり延伸処理の効果を調べるために、実施例１０で得られたねじり延伸処理物のねじり試験を行った。その概要を図１７に示す。
ねじり試験は、タブとしての六角ナットを接着剤（商品名：アラルダイト（登録商標）、ハンツマン・ジャパン社製）で評価部の長さが１５ｍｍとなるように両端に接着し、専用の治具を用いて試験機にセットした。次に、試験機で、ねじり延伸処理物に接着した片側のタブは固定し、他方のタブにモーターでトルクを負荷した。負荷用モーターにはオリエンタルモーター社製Ｍ２０６−４０１、ギアヘッド２ＧＮ１８０Ｓを使用し、トルクの測定にはトルク変換機（型番：ＴＰ２０ｋＣＥ、共和電業社製）を使用し、０．２ｒｐｍの回転数、１００ｍｓの測定間隔で試験を行い、最大トルクを測定した。得られた最大トルクから下記式（数４）で軸方向のせん断強度Ｓτを算出した。
【数４】
2015144804.tif 000008
式中、Ｔは最大トルク（Ｎ・ｍ）を意味し、Ｚｐはねじり延伸処理物の有効径に対する極断面係数（３０．０７ｍｍ３）である。
なお、ねじり延伸を行ったねじり延伸処理物における、ねじり方向別の強度を調べるために、延伸方向と反延伸方向の両方向においてねじり試験を行った。また、ねじり加工を行わなかった押出処理物における延伸方向のねじり試験を比較試験とした。
その結果を図１８に示す。
【００４５】
以下、結果及び考察を詳述する。
（イオンビーム照射による表面状態の変化）
イオンビーム照射により改質した部分における表面状態の変化を、イオンビーム照射直後におけるイオン注入部分の表面の面粗さ、接触角の測定することにより調べた。
その結果、表面の面粗さについては、図４に示すように、イオンビーム照射におけるイオンの加速電圧の条件による、すなわち注入加速量による、おおきな変化はみられなかった。
表面の接触角については、図５及び６に示す、すべてのイオンビーム照射条件において、イオンビーム照射した部分における接触角は、イオンビーム照射していない部分に比して、低下していた。さらに、表面の接触角は、図５に示すようにイオンの加速電圧（注入加速量）依存的に低下し、図６に示すように注入イオン量にも依存して低下していた。
これらの結果における接触角の低下は、表面の親水性が高く改質されたことを示しており、生体親和性が高くなったことを意味している。
また、表面の親水性が高いということは、水分が表面に浸透しやすくなることを意味しており、ポリ乳酸が水分により分解することとあわせて考えると、水分が浸透しやすくなるということは生体分解性が向上していることを示している。
そして、その接触角は、イオンビーム照射時における、イオンの加速電圧（注入加速量）や注入イオン量に依存した低下がみられることから、イオン注入時のそれらの条件を変えることで接触角、すなわち、生体親和性及び生体分解性の制御が可能であることがわかる。
【００４６】
（本発明の医療用成形体の生体分解性）
本発明の医療用成形体の生体分解性を調べた。
その結果、図８（実施例１〜３）及び図９（実施例２、４及び５）から、試験したすべてのイオンビーム照射条件において、イオン注入した部分はイオン注入していない部分と比較して分解速度が速い（段差が生じている）ことがわかる。また、分解速度は、イオンの加速電圧（注入加速量）や注入イオン量に依存して大きくなることがわかる。特に実験開始から１〜３週間における分解速度が向上していることがわかる。
前記イオンビーム照射におけるすべての条件において、イオン注入した部分はイオン注入していない部分と比較して分解速度が速いという結果から、本発明の医療用成形体は分解速度が速く生体分解性に優れることがわかる。また、分解速度は、イオンの加速電圧（注入加速量）や注入イオン量に依存して大きくなることから、分解速度はイオン注入におけるイオンの加速電圧条件や注入イオン量により制御可能なことがわかる。
【００４７】
（本発明の成形体としての医療用成形体の強度）
本発明の成形体としての医療用成形体の引張強度を調べた。
図１０に種々条件で、イオンビーム照射した場合と、イオンビーム照射していない場合における本発明の医療用成形体の引張強度を示す。この結果から、本発明の医療用成形体は、イオンビーム照射しても強度が低下していないことが判る。
【００４８】
（押出延伸における分子配向）
本発明で用いられる押出延伸における分子配向の状態を調べた。
図１３に示すように、押出延伸における押出比が１．３以上というわずかな延伸比においても、配向関数が高いことがわかる。この結果から、本発明で用いられる押出延伸により押出処理物の分子が配向されていることがわかる。
【００４９】
（ねじり延伸処理物におけるせん断強度）
ねじり延伸処理物における、せん断強度を調べた。
図１６に示すように、ねじり延伸処理物は、ねじり延伸しないものと比較して、せん断強度にはほとんど差がないことが確認された。このことからねじり延伸処理物は、押出延伸によって向上したせん断強度を維持していることが判る。
【００５０】
（ねじり延伸処理物におけるねじり強度）
ねじり延伸処理物における、ねじり延伸方向による強度を調べた。
図１８に示すように、ねじり延伸処理物は、ねじり延伸しないものより、ねじり回転方向による強度が２割ほど向上することが認められる。また、ねじり延伸処理物の逆方向回転に対してのねじり強度は、通常方向のものより減少することが判る。このことは、ねじり回転方向の制御により、強度の制御も可能であることを意味する。
【００５１】
以上により、本発明の成形体としての医療用成形体は、生分解性材料からなる生体親和性、生体分解性、及び強度に優れるものであることが判る。
また、本発明の成形体としての医療用成形体は、イオンビーム照射により表面改質を行い、そのイオンビーム照射の条件（イオン種、注入イオン量、イオン加速量（注入深度）など）を変える事によって、強度を保ちつつその生体親和性と生体分解速度等に優れるものであることが判る。また、前記生体親和性と生体分解速度は、イオンビーム照射の条件により制御可能であることが判る。
また、本発明の成形体としての医療用成形体は、ねじり延伸により、せん断強度及びねじり強度が高いものであることが判り、特にねじり方向に対して強度が高いものであることが判る。
【００５２】
〔実施例１１〕（ねじりのらせん角と強度との関係）
また、ねじりのらせん角の角度を図１９に示すように０°、１５°、３０°、４５°、５０°とした以外は実施例１０と同様にしてそれぞれ成形体を得た。
得られた成形体について、ねじり強度と最大らせん角の関係及び最大らせん角とせん断強度との関係を測定した。その結果を図１９及び２０に示す。
なお、ねじり強度と最大らせん角の関係は実験例３におけるねじり試験と同様のねじり試験を行うことにより、また最大らせん角とせん断強度との関係は実験例２におけるせん断試験と同様のせん断試験を行うことにより測定を行った。
各図に示す結果から明らかなようにねじり強度は最大らせん角４０〜５０°で最も高い値を示し、せん断強度は最大らせん角１５〜４５°で最も高い値を示すことが判る。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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