〈一般研究課題〉 医療・介護機器への応用を目指した
水和潤滑技術の確立
助 成 研 究 者

名古屋大学

伊藤伸太郎

医療・介護機器への応用を目指した
水和潤滑技術の確立
伊藤 伸太郎（名古屋大学）

Development of hydration lubrication technology forapplication in medical and care devices
Shintaro Itoh(Nagoya University)

Abstract：
In super aged society, it is expected that various medical and nursing care devices (artificialjoints, artificial hearts, catheters, nursing robots, etc.) will be active in medical scene and living
space. Lubrication for such an equipment that is used in an environment very close to people isrequired to be clean and maintenance free. Especially biocompatibility is also required for medical
devices to be implanted in the body. For application in medical and care devices, we focused on
hydration lubrication. Hydration lubrication is lubrication states often found on the surface of agel-like substance, and specific examples include a biological joint and a body surface of an eel. It
is known that extremely low coefficient of friction of the order of 0.001 is achieved with hydration
lubrication, however its mechanism is not well understood. As a material expressing hydration
lubrication, we study the MPC polymer. The MPC polymer is biocompatible and is used as acoating material for medical instruments such as artificial joints and stents. And it was reported
that the MPC polymer thin film of several tens of nm thick coated on the sliding surface of theartificial joint became a hydrated gel with water in the body and has high lubricity. If hydration
lubrication can be realized with such a coating, it is expected to be applied to various mechanicalsystems. Since the gel surface has high flexibility, it is necessary to understand not only
viscoelastic properties but also its deformation during sliding in order to understand the lubrication－ 123 －mechanism. Therefore, in this study, simultaneous measurement of rheological properties (shearviscoelasticity) and film deformation is realized for hydrated MPC polymer thin film, and therelationship between both is clarified. We expected our achievements would lead to the developmentof hydration lubrication that realize both cleanliness and long life in medical and care devices.
１．はじめに
超高齢社会においては様々な医療・介護機器（人工関節，人工心臓，カテーテル，介護ロボットなど）が医療現場や生活空間で活躍することが期待される．このように人に極めて近い環境で活躍する機器の潤滑には，クリーンでメンテナンスフリーであることが求められる．特に体内に埋め込む医療機器については生体適合性も必要とされる．これまでの潤滑技術は主に自動車や鉄道などの大型機械を対象として発達してきたため，金属製の部品を鉱油で潤滑する技術が中心である．医療・介護機器には，軽量化や生体適合性の観点から高分子材料が用いられることが多く，また鉱油の使用は望まれない．すなわちこれまでの潤滑技術をそのまま適用することは困難であり，医療・介護機器のための学術的に体系化された潤滑技術の確立が必要である．そこで本研究では水和潤滑に着目した．水和潤滑とは，ゲル状物質の表面に共通してみられる潤滑状態の総称であり，具体例としては生体関節やウナギの体表などが挙げられる．水和潤滑では0.001オーダの極めて低い摩擦係数が達成されることが知られているが，そのメカニズムは十分に理解されていない．本研究では，独自のナノレオロジー計測法を確立し，水和潤滑のメカニズムを解明することにより工業的に応用可能な技術として確立することを目標とする．水和潤滑はゲル（すなわち高分子と水）で実現されるクリーンさと，生体関節のような長寿命が期待でき，医療・介護機器への応用に適する新しい潤滑技術となりうるものである．
水和潤滑を発現する材料として，リン脂質高分子のMPCポリマーを研究対象とする．MPCポリマーは生体適合性があり，人工関節やステントなど医療用器具のコーティング材として用いられる．そして，人工関節のしゅう動面にコーティングされた厚さ数十nmのMPCポリマー薄膜は，体内の水で水和ゲルとなり高い潤滑性をもつことが報告された 1,2)．これはゲル状物質の表面で発現する水和潤滑のひとつと考えられている．MPCポリマー薄膜のように厚さ数十nmのコーティングで水和潤滑を実現できれば，様々な機械システムへの応用が期待される．水和潤滑を発現するゲル膜は高分子が多量の水を含んで柔軟性の高い状態であるため 3)，その摩擦特性を理解するには，しゅう動時のゲル膜の変形を知る必要がある．そこで本研究では，水和潤滑のメカニズム解明のために，水和したMPCポリマー薄膜を対象として，レオロジー特性（ずり粘弾性）と膜の変形の同時計測を実現し，両者の関係を明らかにすることを目的とした．
2．ずり粘弾性と膜変形の同時計測法
ずり粘弾性の計測には高精度な隙間制御と高感度なせん断力検出が可能なファイバーウォブリング法（Fiber wobbling method: FWM）を用いた 4)．測定系の概略を図1に示す．FWMでは先端を球面に加工したガラスファイバーをプローブとして用いる．本研究で用いたファイバープローブの直径は約100 µmであり，先端の曲率半径は9.5 µmであった．これをピエゾ素子で正弦的に加振して，先端で基板上のMPC薄膜をしゅう動する．その時の先端の振幅変化と位相遅れを光学的に検出し－ 124 －図 1．ファイバーウォブリング法の測定系と蛍光顕微鏡を組み合わせた同時計測装置の概略．
図 1．
図 ファイバーウォブリング法の測定系と蛍光顕微鏡を
1．ファイバーウォブリング法の測定系と蛍組み合わせた同時計測装置の概略．
光顕微鏡を組み合わせた同時計測装置の概略．

図 2．本研究で構築した測定系の外観．
図 2．本研究で構築した測定系の外観．

図 2．本研究で構築した測定系の外観．

図 3．高精度な傾き調整のために構築した光干渉計の概略図

図 3．高精度な傾き調整のために構築した光干渉計の概略図て膜のずり粘弾性を定量化する．光学的な検出法は筆者等が独自に開発した方法であり，図1に示
図 3．高精度な傾き調整のために構築した光干渉計の概略図（Position sensitive detector: PSD）上に集光する．プローブ先端の変位は PSD 上のレーザースポッすように，先端付近のファイバーを円筒レンズとして用いてレーザー光を光位置検出器（Positionトの変位から定量化できる．本法の検出感度は0.01 nm オーダであり，プローブのたわみ変形におsensitivedetector:上に集光する．プローブ先端の変位はPSD上のレーザースポットの変位（PositionsensitivePSD）
detector:PSD）上に集光する．プローブ先端の変位は PSD 上のレーザースポッ
けるばね定数は 10-100 N/m であるため，せん断力の検出感度は0.1-1 nN オーダを達成している．
から定量化できる．本法の検出感度は0.01nmオーダであり，プローブのたわみ変形におけるばねトの変位から定量化できる．本法の検出感度は0.01 nm オーダであり，プローブのたわみ変形におプローブ先端と基板との隙間は約0.1 nm の精度で調整できるため，ナノメートルオーダの薄膜の定数は10-100N/mであるため，せん断力の検出感度は0.1-1nNオーダを達成している．プローブ
けるばね定数は10-100 N/m であるため，せん断力の検出感度は0.1-1 nN オーダを達成している．
ずり粘弾性を測定できる． nmの精度で調整できるため，ナノメートルオーダの薄膜のずり粘弾性先端と基板との隙間は約0.1
プローブ先端と基板との隙間は約 0.1 nm の精度で調整できるため，ナノメートルオーダの薄膜のずり粘弾性と膜変形の同時計測のために，倒立顕微鏡上に FWM 計測系を構築した（図 2）．またを測定できる．
ずり粘弾性を測定できる．
MPC
ポリマー薄膜は無色透明なため，これを蛍光分子で染色してその変形を基板下面から蛍光観ずり粘弾性と膜変形の同時計測のために，倒立顕微鏡上にFWM計測系を構築した（図2）．またずり粘弾性と膜変形の同時計測のために，倒立顕微鏡上に FWM 計測系を構築した（図2）．また察することとした．ただし，従来のFWM
ではプローブの加振振幅が数十nmであり，しゅう動領MPCポリマー薄膜は無色透明なため，これを蛍光分子で染色してその変形を基板下面から蛍光観MPC ポリマー薄膜は無色透明なため，これを蛍光分子で染色してその変形を基板下面から蛍光観域の大きさが光学顕微鏡の分解能以下であった．そこで本研究ではしゅう動振幅をマイクロメート察することとした．ただし，従来のFWMではプローブの加振振幅が数十nmであり，しゅう動領域察することとした．ただし，従来の FWM ではプローブの加振振幅が数十 nm であり，しゅう動領ルオーダまで拡大することとした．ただし振幅を拡大すると，しゅう動方向と基板の面が平行でなの大きさが光学顕微鏡の分解能以下であった．そこで本研究ではしゅう動振幅をマイクロメートル域の大きさが光学顕微鏡の分解能以下であった．そこで本研究ではしゅう動振幅をマイクロメートい場合に，プローブの移動に伴って隙間が変動する問題がある．そこでしゅう動プローブと平行にオーダまで拡大することとした．ただし振幅を拡大すると，しゅう動方向と基板の面が平行でないルオーダまで拡大することとした．ただし振幅を拡大すると，しゅう動方向と基板の面が平行でな取り付けた光ファイバー内にレーザー光を導入して，ファイバー先端および基板からの反射光の光い場合に，プローブの移動に伴って隙間が変動する問題がある．そこでしゅう動プローブと平行に場合に，プローブの移動に伴って隙間が変動する問題がある．そこでしゅう動プローブと平行に取取り付けた光ファイバー内にレーザー光を導入して，ファイバー先端および基板からの反射光の光り付けた光ファイバー内にレーザー光を導入して，ファイバー先端および基板からの反射光の光干3渉により隙間変動を測定し，これが零となるように平行度を調整する方法を確立した．干渉計の概3－ 125 －干渉により隙間変動を測定し，これが零となるように平行度を調整する方法を確立した．干渉計の概略を図3 に示す．光ファイバカプラを用いて，レーザーダイ略を図3に示す．光ファイバカプラを用いて，レーザーダイ干渉により隙間変動を測定し，これが零となるようにオード（波長μm），フォトダイオード，光ファイオード
（波長1.3 1.3µm），フォトダイオード，光ファイバープロー
平行度を調整する方法を確立した．干渉計の概略を図
バープローブを結合した．光路の分離に光ファイバカブを結合した．光路の分離に光ファイバカプラを用いることに3 に示す．光ファイバカプラを用いて，レーザーダイプラを用いることにより，環境ノイズの影響を受けにより，環境ノイズの影響を受けにくい．この調整法により振幅オード（波長 1.3 μm），フォトダイオード，光ファイくい．この調整法により振幅 5 μm（両側振幅 10 μm）
5 µm（両側振幅10 µm）の時に平行度のずれによる隙間変動を5バープローブを結合した．光路の分離に光ファイバカ
図 4. 粘弾性算出のための力学モデルの時に平行度のずれによる隙間変動を 5 nm 以下に抑nm以下に抑えることに成功した．これは1ミリラジアン以下のプラを用いることにより，環境ノイズの影響を受けにえることに成功した．これは 1 ミリラジアン以下の平平行度調整を達成したことを意味している．これにより，厚さくい．この調整法により振幅 5 μm（両側振幅 10 μm）
図 4 . 粘弾性算出のための力学モデル
行度調整を達成したことを意味している．これにより，
図 4. 粘弾性算出のための力学モデル
約100nmのMPC薄膜を振幅5 µmで摺動した時のずり粘弾性をの時に平行度のずれによる隙間変動を5 nm 以下に抑厚さ約 100 nm の MPC 薄膜を振幅 5 μm で摺動した時えることに成功した．これは 1 ミリラジアン以下の平定量化し，かつその時の膜変形を顕微鏡により同時観測可能なのずり粘弾性を定量化し，かつその時の膜変形を顕微行度調整を達成したことを意味している．これにより，測定系の構築に成功した．
鏡により同時観測可能な測定系の構築に成功した．
厚さ約 100 nm の MPC 薄膜を振幅 5 μm で摺動した時のずり粘弾性を定量化し，かつその時の膜変形を顕微 図 5. ローダミン 6G で染色した MPC
3．実験試料と実験方法
3. 実験試料と実験方法
鏡により同時観測可能な測定系の構築に成功した．
MPCポリマーは，エタノール溶液を作成して石英基板上にポリマー薄膜の蛍光観察像
MPC ポリマーは，エタノール溶液を作成して石英基スピンコータで塗膜した．その後にクリーンオーブンで90分
図 5 . ローダミン6 Gで染色したMPC
ローダミン
6G で染色した MPC板上にスピンコータで塗膜した．その後にクリーンオーブンで図905.分間，90℃でアニール処理した．
ポリマー薄膜の蛍光観察像
3.
実験試料と実験方法
間，90℃でアニール処理した．本研究で用いたMPCポリマーポリマー薄膜の蛍光観察像
本研究で用いた MPC ポリマー薄膜の膜厚は，乾燥時において平均20 nm であった．膜厚は膜を部
MPC ポリマーは，エタノール溶液を作成して石英基薄膜の膜厚は，乾燥時において平均20nmであった．膜厚は膜を部分的に除去してその段差を原子分的に除去してその段差を原子間力顕微鏡および段差計を用いて測定することにより同定した．
板上にスピンコータで塗膜した．その後にクリーンオーブンで 90 分間，90 ℃でアニール処理した．
間力顕微鏡および段差計を用いて測定することにより同定した．MPCポリマーの蛍光標識には
MPC ポリマーの蛍光標識にはローダミン 6G を用いた 5)．MPC 薄膜を成膜した石英基板をローダ
5) ポリマー薄膜の膜厚は，乾燥時において平均 20 nm であった．膜厚は膜を部
本研究で用いた MPC
ローダミン6Gを用いた．MPC薄膜を成膜した石英基板をローダミン6G水溶液中に一定時間浸漬
ミン 6G 水溶液中に一定時間浸漬し，取り出した後に超純水で洗浄してポリマーに吸着していない分的に除去してその段差を原子間力顕微鏡および段差計を用いて測定することにより同定した．
し，取り出した後に超純水で洗浄してポリマーに吸着していない蛍光分子を取り除いた．染色後の蛍光分子を取り除いた．染色後の MPC ポリマー膜の蛍光顕微鏡による観察像を図5 に示す．
MPC ポリマーの蛍光標識にはローダミン 6G を用いた 5)5)．MPC 薄膜を成膜した石英基板をローダMPCポリマー膜の蛍光顕微鏡による観察像を図5に示す．
粘弾性計測においては，蛍光染色した MPC 薄膜の上に水滴を形成して水和状態とした．プロー
ミン 6G 水溶液中に一定時間浸漬し，取り出した後に超純水で洗浄してポリマーに吸着していない粘弾性計測においては，蛍光染色したMPC薄膜の上に水滴を形成して水和状態とした．プロー
ブ先端を水滴に挿入し，ピエゾアクチュエータで面内方向に振幅 5.3 μm（両側振幅 10.6 μm），周波蛍光分子を取り除いた．染色後の MPC ポリマー膜の蛍光顕微鏡による観察像を図 5 に示す．
ブ先端を水滴に挿入し，ピエゾアクチュエータで面内方向に振幅5.3 µm（両側振幅10.6 µm），周波数 10 Hz で正弦加振した．プローブ先端と MPC 薄膜の初期の隙間は約 200 nm とし，ピエゾステー粘弾性計測においては，蛍光染色した MPC 薄膜の上に水滴を形成して水和状態とした．プロー
数10Hzで正弦加振した．プローブ先端とMPC薄膜の初期の隙間は約200nmとし，ピエゾステー
ジでこれを一定速度（5nm/s）で狭小化させた．この間のプローブ先端の振幅変化と位相遅れを測
ブ先端を水滴に挿入し，ピエゾアクチュエータで面内方向に振幅 5.3 μm（両側振幅 10.6 μm），周波ジでこれを一定速度（5 nm/s）で狭小化させた．この間のプローブ先端の振幅変化と位相遅れを測定した．これらの測定結果から，水和したMPC 薄膜の粘弾性を同定した．粘弾性の同定に用いる数 10 Hz で正弦加振した．プローブ先端と MPC 薄膜の初期の隙間は約 200 nm とし，ピエゾステー定した．これらの測定結果から，水和したMPC薄膜の粘弾性を同定した．粘弾性の同定に用いる力学モデルを図 4 に示す．水和した MPC 膜の粘弾性モデルにはフォークトモデル（減衰係数 c，ジでこれを一定速度（5 nm/s）で狭小化させた．この間のプローブ先端の振幅変化と位相遅れを測力学モデルを図4に示す．水和したMPC膜の粘弾性モデルにはフォークトモデル
ばね定数 k）を用い，プローブは 1 自由度のばね・質点・減衰器（ばね定数 kp（減衰係数c，ばね，質量 m，減衰係数定した．これらの測定結果から，水和した MPC 薄膜の粘弾性を同定した．粘弾性の同定に用いる定数k）を用い，プローブは1自由度のばね・質点・減衰器（ばね定数kp，質量m，減衰係数cでモデp）cp）でモデル化した．運動方程式を解くことにより，試料の減衰係数c とばね定数 k は次式で表さ
力学モデルを図 4 に示す．水和した MPC 膜の粘弾性モデルにはフォークトモデル（減衰係数 c，ル化した．運動方程式を解くことにより，試料の減衰係数cとばね定数kは次式で表される．
れる．
ばね定数 k）を用い，プローブは 1 自由度のばね・質点・減衰器（ばね定数 kpp，質量 m，減衰係数cpp）でモデル化した．運動方程式を解くことにより，試料の減衰係数 c とばね定数 k は次式で表さ

aれる．
c = 0 ⎡ k − mω 2 tan Δδ + c ω ⎤Xω ⎣(p)

ak = 0 k p − mω 2 − c pω tan ΔδX(p)⎦k p2 + c 2pω 2()()

21+ tan Δδ ⎡ k p − mω 2 + c 2pω 2 ⎤⎢⎣⎥⎦2k p2 + c 2pω 2(1+ tan Δδ ) ⎡⎢⎣( k − mω ) + c ω ⎤⎥⎦22p22p2((1)− cp− k p − mω

2)

(1)
(2)

(2)
ここで，XとΔδは測定値であるプローブ先端の振幅と位相遅れを表す．またa0，ωはピエゾアク4チュエータによるプローブの加振振幅と周波数をそれぞれ表す．XとΔδ以外は測定前に同定可能である．隙間狭小化に伴うXとΔδを測定し，式(1)(2)に代入することで，MPC膜の粘性を減衰係数

4－ 126 －c，弾性をばね定数kで評価した．
ここで，X と Δδ は測定値であるプロ
ここで，X と Δδ は測定値であるプローブ先端の振幅と位相遅れを表す．まーブ先端の振幅と位相遅れを表す．ま4．実験結果と考察た a0，ω はピエゾアクチュエータによたa0，ω はピエゾアクチュエータによ代表的なしゅう動隙間において観察さるプローブの加振振幅と周波数をそるプローブの加振振幅と周波数をそれたMPCポリマー薄膜の蛍光観察像をれぞれ表す．X と Δδ 以外は測定前にれぞれ表す．X と Δδ 以外は測定前に
図6に示す．観察結果から，しゅう動領同定可能である．隙間狭小化に伴う X同定可能である．隙間狭小化に伴う X域においてMPCポリマーが排除されると Δδ を測定し，式(1)(2)に代入すること Δδ を測定し，式(1)(2)に代入するこことが蛍光輝度の低下として明らかととで，MPC 膜の粘性を減衰係数 c，弾とで，MPC 膜の粘性を減衰係数 c，弾なった．そこでしゅう動領域の中心付性をばね定数 k で評価した．
性をばね定数 k で評価した．
近の輝度の低下から膜の存在比をAとし

図66.
代表的なしゅう動隙間における水和 MPC ポリマ
図. 代表的なしゅう動隙間における水和MPCポリマー膜の蛍光図 6.観察像
代表的なしゅう動隙間における水和 MPC ポリマー膜の蛍光観察像．
ー膜の蛍光観察像．て評価することとした（初期状態では
4 実験結果と考察
4 実験結果と考察
A=100
代表的なしゅう動隙間において観%）．図 7には，隙間を一定速度
代表的なしゅう動隙間において観察された MPC ポリマー薄膜の蛍光観で狭小化しながら測定したc，k，およ察された MPC ポリマー薄膜の蛍光観察像を図 6 に示す．観察結果から，しびAを示す．約60nm以下の隙間でcが増察像を図 6 に示す．観察結果から，しゅう動領域において MPC ポリマーが加し始めたことから，MPC膜の膜厚がゅう動領域において MPC ポリマーが排除されることが蛍光輝度の低下と水和によって3倍程度に増大したことが排除されることが蛍光輝度の低下として明らかとなった．そこでしゅう動分かる．また隙間40〜60nmの領域ではして明らかとなった．そこでしゅう動領域の中心付近の輝度の低下から膜粘性が支配的であり，Aの低下が小さ領域の中心付近の輝度の低下から膜の存在比を A として評価することとかった．すなわちMPC膜の流動性が高の存在比を A として評価することとした（初期状態では A=100 %）．図 7
く流体的であると推察される．一方，した（初期状態では A=100 %）．図 7
図 7 . ずり粘弾性と膜変形の同時計測結果．●印と■印しはそれには，隙間を一定速度で狭小化しなが図 7. ずり粘弾性と膜変形の同時計測結果．●印と■印し
隙間40nm以下の領域では，弾性係数が ぞれ水和MPC膜の減衰係数cとばね定数kを表し，◆印は蛍光観には，隙間を一定速度で狭小化しなが図 7. ずり粘弾性と膜変形の同時計測結果．●印と■印し察像から同定した膜の存在比Aを表す．
ら測定した c，k，および A を示す．
はそれぞれ水和
MPC 膜の減衰係数 c とばね定数 k を表し，増加すると同時にAが急減した．これはら測定した c，k，および A を示す．
はそれぞれ水和
MPC 膜の減衰係数 c とばね定数 k を表し，約 60 nm 以下の隙間で c が増加し始め◆印は蛍光観察像から同定した膜の存在比 A を表す．
膜が固体的であり，隙間の狭小化と共に摩耗が顕著になったと考えられる．また固体接触が検出さ
約 60 nm 以下の隙間で c が増加し始め◆印は蛍光観察像から同定した膜の存在比 A を表す．
たことから，MPC 膜の膜厚が水和にれる直前（隙間が零となる直前）にも，しゅう動領域内には膜が10%程度残存していることが分かたことから，MPC 膜の膜厚が水和によって 3 倍程度に増大したことが分かる．また隙間 40〜60 nm の領域では粘性が支配的であり，Aる．人工関節のように高荷重・低速においても発現するMPC薄膜の潤滑性は，このような微小隙よって 3 倍程度に増大したことが分かる．また隙間 40〜60 nm の領域では粘性が支配的であり，Aの低下が小さかった．すなわち MPC 膜の流動性が高く流体的であると推察される．一方，隙間 40間においても残存する吸着層により達成されている可能性が推察される．の低下が小さかった．すなわち MPC 膜の流動性が高く流体的であると推察される．一方，隙間 40nm 以下の領域では，弾性係数が増加すると同時に A が急減した．これは膜が固体的であり，隙間nm 以下の領域では，弾性係数が増加すると同時に A が急減した．これは膜が固体的であり，隙間の狭小化と共に摩耗が顕著になったと考えられる．また固体接触が検出される直前（隙間が零とな5．まとめの狭小化と共に摩耗が顕著になったと考えられる．また固体接触が検出される直前（隙間が零となる直前）にも，しゅう動領域内には膜が 10%程度残存していることが分かる．人工関節のように高ナノメートルオーダ厚さの水和MPCポリマー薄膜を対象として，ずり粘弾性計測と蛍光顕微鏡
る直前）にも，しゅう動領域内には膜が10%程度残存していることが分かる．人工関節のように高荷重・低速においても発現する MPC 薄膜の潤滑性は，このような微小隙間においても残存する吸による膜変形の観察を同時に実現する計測系を構築した．さらに，マイクロメートルオーダの大荷重・低速においても発現する MPC 薄膜の潤滑性は，このような微小隙間においても残存する吸着層により達成されている可能性が推察される．
しゅう動振幅でのずり粘弾性計測を可能とするため，光干渉を用いた平行度調整法を新たに確立し着層により達成されている可能性が推察される．
た．ずり粘弾性と膜変形の同時計測の結果から，MPCポリマーがしゅう動領域から排除される過5 まとめ
程とずり粘弾性の関係を明らかにした．
5 まとめ
ナノメートルオーダ厚さの水和 MPC ポリマー薄膜を対象として，ずり粘弾性計測と蛍光顕微鏡ナノメートルオーダ厚さの水和 MPC ポリマー薄膜を対象として，ずり粘弾性計測と蛍光顕微鏡による膜変形の観察を同時に実現する計測系を構築した．さらに，マイクロメートルオーダの大し参考文献による膜変形の観察を同時に実現する計測系を構築した．さらに，マイクロメートルオーダの大しゅう動振幅でのずり粘弾性計測を可能とするため，光干渉を用いた平行度調整法を新たに確立した．
1)	京本政之，茂呂徹，石原一彦，MPCポリマー処理架橋ポリエチレン人工関節の実用化，人工臓ゅう動振幅でのずり粘弾性計測を可能とするため，光干渉を用いた平行度調整法を新たに確立した．
ずり粘弾性と膜変形の同時計測の結果から，MPC ポリマーがしゅう動領域から排除される過程と器，40，No.1 (2011)，pp.57-61.
ずり粘弾性と膜変形の同時計測の結果から，MPCポリマーがしゅう動領域から排除される過程と
2)	T. Moro, Y. Takatori, K. Ishihara, T. Konno, Y. Takigawa, T. Matsushita, U. Chung, K.
55－ 127 －Nakamura, and H. Kawaguchi, Surface grafting of artificial joints with a biocompatible polymer
for preventing periprosthetic osteolysis, Nature materials, 3 (2004), pp.829-836.
3)	高原淳，ソフトマテリアルの界面ダイナミクスと力学的性質に関する研究，日本レオロジー学
会誌，41 (2013)，pp.271-281.
4)	S. Itoh, K. Fukuzawa，Y. Hamamoto，H. Zhang, and Y. Mitsuya, Fiber wobbling method for
dynamic viscoelastic measurement of liquid lubricant confined in molecularly narrow gaps,
Tribology Letters, 30 (2008), pp.177-189.
5)	A. L. Lewis, L. A. Tolhurst, P. W. Stratford, Analysis of a phosphorylcholine-based polymer
coating on a coronary stent pre- and post-implantation, Biomaterials, 23 (2002), pp.1697-1706.

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