JP2000102602A - 硬質組織代替材 - Google Patents
硬質組織代替材Info
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- JP2000102602A JP2000102602A JP11071230A JP7123099A JP2000102602A JP 2000102602 A JP2000102602 A JP 2000102602A JP 11071230 A JP11071230 A JP 11071230A JP 7123099 A JP7123099 A JP 7123099A JP 2000102602 A JP2000102602 A JP 2000102602A
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-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/02—Inorganic materials
- A61L27/04—Metals or alloys
- A61L27/06—Titanium or titanium alloys
Abstract
(57)【要約】
【課題】生体の硬質組織代替材に適し、毒性やアレルギ
ーが少なく、適度な強度、高い伸び率と耐摩耗性、及び
低い弾性率を有し、耐食性にも優れた生体の活動にフィ
ットする新たなチタン合金材を用いた硬質組織代替材を
提供する。 【解決手段】２０〜６０wt％のＴａと、０.０１〜１０wt
％のＺｒとを含み、残部がＴｉと不可避的不純物とから
なるＴｉ合金材を用いた硬質組織代替材。また、Ｎｂ及
びＴａを合計で２０〜６０wt％を含み、更に０．０１〜
１０wt％のＭｏ、０.０１〜１５wt％のＺｒ、及び０.０
１〜１５wt％のＳｎのうちの一種又は二種以上を含み、
残部がＴｉと不可避的不純物とからなるＴｉ合金材を用
いた硬質組織代替材も含まれる。
ーが少なく、適度な強度、高い伸び率と耐摩耗性、及び
低い弾性率を有し、耐食性にも優れた生体の活動にフィ
ットする新たなチタン合金材を用いた硬質組織代替材を
提供する。 【解決手段】２０〜６０wt％のＴａと、０.０１〜１０wt
％のＺｒとを含み、残部がＴｉと不可避的不純物とから
なるＴｉ合金材を用いた硬質組織代替材。また、Ｎｂ及
びＴａを合計で２０〜６０wt％を含み、更に０．０１〜
１０wt％のＭｏ、０.０１〜１５wt％のＺｒ、及び０.０
１〜１５wt％のＳｎのうちの一種又は二種以上を含み、
残部がＴｉと不可避的不純物とからなるＴｉ合金材を用
いた硬質組織代替材も含まれる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、Ｔｉ合金材からな
り、生体の人工骨材又はその一部、或いはそれらの補助
材のような硬質組織代替材に関する。
り、生体の人工骨材又はその一部、或いはそれらの補助
材のような硬質組織代替材に関する。
【０００２】
【従来の技術】一般に、歯科用の人工歯根や医療用の人
工骨材には、Ｔｉ−６wt％Ａｌ−４wt％Ｖに代表される
チタン合金材の適用が検討されている。これは、Ｔｉ
(チタン)が他の金属に比べ、生体内において高い適応性
を有することによる。しかし、種々の研究によると、上
記チタン合金のうちＶ(ハナシ゛ウム)は、生体の細胞に対し、
毒性を有することが指摘されている。このため上記Ｖに
替えてＮｂやＦｅを添加したＴｉ−６wt％Ａｌ−７wt％
Ｎｂや、Ｔｉ−５wt％Ａｌ−２.５wt％Ｆｅ等の所謂α＋
β型のチタン合金が検討されている。しかしながら、こ
れらの合金中のＡｌ(アルミニウム)は、ある種の痴呆症を招く
という指摘もなされている。
工骨材には、Ｔｉ−６wt％Ａｌ−４wt％Ｖに代表される
チタン合金材の適用が検討されている。これは、Ｔｉ
(チタン)が他の金属に比べ、生体内において高い適応性
を有することによる。しかし、種々の研究によると、上
記チタン合金のうちＶ(ハナシ゛ウム)は、生体の細胞に対し、
毒性を有することが指摘されている。このため上記Ｖに
替えてＮｂやＦｅを添加したＴｉ−６wt％Ａｌ−７wt％
Ｎｂや、Ｔｉ−５wt％Ａｌ−２.５wt％Ｆｅ等の所謂α＋
β型のチタン合金が検討されている。しかしながら、こ
れらの合金中のＡｌ(アルミニウム)は、ある種の痴呆症を招く
という指摘もなされている。
【０００３】そこで、上記毒性やアレルギー性の指摘が
ない金属元素を用い、α＋β型チタン合金よりも高い伸
びと、優れた冷間加工性を有すると共に、弾性率を低く
して生体内の硬質組織に近付けるべくβ型チタン合金が
提案されるようになった。このβ型チタン合金には、例
えばＴｉ−１３wt％Ｎｂ−１３wt％Ｚｒ、Ｔｉ−１６wt
％Ｎｂ−１０wt％Ｈｆ、Ｔｉ−１５wt％Ｍｏ、Ｔｉ−１
５wt％Ｍｏ−５wt％Ｚｒ−３wt％Ａｌ、Ｔｉ−１２wt％
Ｍｏ−６wt％Ｚｒ−２wt％Ｆｅ、 或いは、Ｔｉ−１５wt
％Ｍｏ−２.８wt％Ｎｂ−０.２wt％Ｓｉ−０.２６wt％
Ｏ等が含まれている。しかしながら、上記各β型チタン
合金のうち、どのような成分組成のＴｉ合金材が人工骨
材等のような硬質組織代替材に適しているか、あまり解
明されておらず、未だ不明確であった。
ない金属元素を用い、α＋β型チタン合金よりも高い伸
びと、優れた冷間加工性を有すると共に、弾性率を低く
して生体内の硬質組織に近付けるべくβ型チタン合金が
提案されるようになった。このβ型チタン合金には、例
えばＴｉ−１３wt％Ｎｂ−１３wt％Ｚｒ、Ｔｉ−１６wt
％Ｎｂ−１０wt％Ｈｆ、Ｔｉ−１５wt％Ｍｏ、Ｔｉ−１
５wt％Ｍｏ−５wt％Ｚｒ−３wt％Ａｌ、Ｔｉ−１２wt％
Ｍｏ−６wt％Ｚｒ−２wt％Ｆｅ、 或いは、Ｔｉ−１５wt
％Ｍｏ−２.８wt％Ｎｂ−０.２wt％Ｓｉ−０.２６wt％
Ｏ等が含まれている。しかしながら、上記各β型チタン
合金のうち、どのような成分組成のＴｉ合金材が人工骨
材等のような硬質組織代替材に適しているか、あまり解
明されておらず、未だ不明確であった。
【０００４】
【発明が解決すべき課題】本発明は、上記従来の技術に
鑑み、生体の硬質組織代替材に適し、生体に対し毒性や
アレルギーが少なく、適度な強度、高い伸び率と耐摩耗
性、及び低い弾性率を有すると共に、耐食性にも優れた
生体の活動にフィットする新たなチタン合金材を用いた
硬質組織代替材を提供することを課題とする。
鑑み、生体の硬質組織代替材に適し、生体に対し毒性や
アレルギーが少なく、適度な強度、高い伸び率と耐摩耗
性、及び低い弾性率を有すると共に、耐食性にも優れた
生体の活動にフィットする新たなチタン合金材を用いた
硬質組織代替材を提供することを課題とする。
【０００５】
【課題を解決するための手段】本発明は、上記の課題を
解決するため、β型チタン合金について発明者らが鋭意
研究した結果、チタンに対しＴａ(タンタル)とＺｒ(シ゛ルコニウム)
とを所定量ずつ添加したＴｉ−Ｔａ−Ｚｒ合金、又はチ
タン対しＮｂ(ニオフ゛)とＴａとを併せて所定量ずつ添加し
たＴｉ−Ｎｂ−Ｔａ系合金とし且つＭｏ,Ｚｒ,Ｓｎの一
種又は二種以上を所定量添加することに着目して得られ
たものである。
解決するため、β型チタン合金について発明者らが鋭意
研究した結果、チタンに対しＴａ(タンタル)とＺｒ(シ゛ルコニウム)
とを所定量ずつ添加したＴｉ−Ｔａ−Ｚｒ合金、又はチ
タン対しＮｂ(ニオフ゛)とＴａとを併せて所定量ずつ添加し
たＴｉ−Ｎｂ−Ｔａ系合金とし且つＭｏ,Ｚｒ,Ｓｎの一
種又は二種以上を所定量添加することに着目して得られ
たものである。
【０００６】即ち、本発明の一つの硬質組織代替材は、
２０〜６０wt％のＴａと、０.０１〜１０wt％のＺｒとを
含み、残部がＴｉと不可避的不純物とからなるＴｉ合金
材を用いた、ことを特徴とする。これによれば、上記課
題を解決し、適度な強度、高い伸び率と耐摩耗性、低い
弾性率、及び優れた耐食性を有し、生体の活動にフィッ
トする硬質組織代替材を提供することができる。尚、上
記硬質組織代替材において、Ｔａの添加は耐食性を向上
させ合金組織をβ相化するためであり、その添加量が２
０wt％未満ではβ相が生成し難くなり、６０wt％を超え
ると融点が高くなり過ぎ均一な合金組織が得られず且つ
加工性も急激に低下し始めるため、Ｔａ添加量を上記範
囲とした。Ｔａ添加量のより望ましい範囲は、４０〜６
０wt％で一層均質なβ単相組織が得られる。また、Ｚｒ
は０.０１wt％以上添加すると機械的性質を向上させる
一方、１０wt％を超えると逆に脆化し弾性率も高くなり
過ぎるため、上記範囲とした。
２０〜６０wt％のＴａと、０.０１〜１０wt％のＺｒとを
含み、残部がＴｉと不可避的不純物とからなるＴｉ合金
材を用いた、ことを特徴とする。これによれば、上記課
題を解決し、適度な強度、高い伸び率と耐摩耗性、低い
弾性率、及び優れた耐食性を有し、生体の活動にフィッ
トする硬質組織代替材を提供することができる。尚、上
記硬質組織代替材において、Ｔａの添加は耐食性を向上
させ合金組織をβ相化するためであり、その添加量が２
０wt％未満ではβ相が生成し難くなり、６０wt％を超え
ると融点が高くなり過ぎ均一な合金組織が得られず且つ
加工性も急激に低下し始めるため、Ｔａ添加量を上記範
囲とした。Ｔａ添加量のより望ましい範囲は、４０〜６
０wt％で一層均質なβ単相組織が得られる。また、Ｚｒ
は０.０１wt％以上添加すると機械的性質を向上させる
一方、１０wt％を超えると逆に脆化し弾性率も高くなり
過ぎるため、上記範囲とした。
【０００７】本発明のもう一つの硬質組織代替材は、Ｎ
ｂ及びＴａを合計で２０〜６０wt％を含み、更に０.０
１〜１０wt％のＭｏ、０.０１〜１５wt％のＺｒ、及び、
０.０１〜１５wt％のＳｎのうちの一種又は二種以上を
含み、残部がＴｉと不可避的不純物とからなるＴｉ合金
材を用いた、ことを特徴とする。これによっても、適度
な強度、高い伸び率と耐摩耗性、低い弾性率、及び優れ
た耐食性を有し、生体の活動にフィットする硬質組織代
替材を提供することができる。上記ＮｂとＴａの合計し
た範囲の上限は、５０wt％とするのが望ましい。また、
Ｎｂの添加量は、１５wt％超〜５０wt％以下の範囲が望
ましい。Ｎｂが１５wt％以下になると、合金組織中にα
相が析出し、５０wt％を超えると伸びが不足し始めるた
めである。従って、Ｎｂの添加量の上限は４５wt％が望
ましい。
ｂ及びＴａを合計で２０〜６０wt％を含み、更に０.０
１〜１０wt％のＭｏ、０.０１〜１５wt％のＺｒ、及び、
０.０１〜１５wt％のＳｎのうちの一種又は二種以上を
含み、残部がＴｉと不可避的不純物とからなるＴｉ合金
材を用いた、ことを特徴とする。これによっても、適度
な強度、高い伸び率と耐摩耗性、低い弾性率、及び優れ
た耐食性を有し、生体の活動にフィットする硬質組織代
替材を提供することができる。上記ＮｂとＴａの合計し
た範囲の上限は、５０wt％とするのが望ましい。また、
Ｎｂの添加量は、１５wt％超〜５０wt％以下の範囲が望
ましい。Ｎｂが１５wt％以下になると、合金組織中にα
相が析出し、５０wt％を超えると伸びが不足し始めるた
めである。従って、Ｎｂの添加量の上限は４５wt％が望
ましい。
【０００８】更に、前記Ｔａの含有量は、６wt％超〜２
０wt％以下の範囲内にあることが望ましい。Ｔａが６wt
％以下になると伸びが不足し始め、一方、Ｔａが２０wt
％を超過すると、その合金自体の融点が上がり過ぎるた
めであり、Ｔａのより望ましい上限は１５wt％である。
加えて、上記チタン基合金(Ｔｉ−Ｎｂ−Ｔａ系合金)に
対し、０.０１〜１０wt％のＭｏ(モリフ゛テ゛ン)、０.０１〜
１５wt％のＺｒ、及び、０.０１〜１５wt％のＳｎ(錫)の
うちの一種又は二種以上を添加することにより、前記し
た各特性を確実に安定化したチタン合金材とすることが
できる。尚、上記各上限値を超えると、効果が飽和し且
つコスト高になるため、これら以下とした。
０wt％以下の範囲内にあることが望ましい。Ｔａが６wt
％以下になると伸びが不足し始め、一方、Ｔａが２０wt
％を超過すると、その合金自体の融点が上がり過ぎるた
めであり、Ｔａのより望ましい上限は１５wt％である。
加えて、上記チタン基合金(Ｔｉ−Ｎｂ−Ｔａ系合金)に
対し、０.０１〜１０wt％のＭｏ(モリフ゛テ゛ン)、０.０１〜
１５wt％のＺｒ、及び、０.０１〜１５wt％のＳｎ(錫)の
うちの一種又は二種以上を添加することにより、前記し
た各特性を確実に安定化したチタン合金材とすることが
できる。尚、上記各上限値を超えると、効果が飽和し且
つコスト高になるため、これら以下とした。
【０００９】また、前記の他に更にＰｄを０.０１〜０.
５wt％添加したＴｉ合金材を用いた硬質組織代替材も含
まれる。Ｐｄ(ハ゜ラシ゛ウム)は、耐食性と生体適合性を向上さ
せるが、その添加量が０.０１wt％未満では係る効果が
得られず、０.５wt％を超えると完全に固溶しないた
め、上記範囲とした。固溶の均質性及び上記効果の観点
から、より望ましいＰｄの範囲は、０.１〜０.３wt％で
ある。
５wt％添加したＴｉ合金材を用いた硬質組織代替材も含
まれる。Ｐｄ(ハ゜ラシ゛ウム)は、耐食性と生体適合性を向上さ
せるが、その添加量が０.０１wt％未満では係る効果が
得られず、０.５wt％を超えると完全に固溶しないた
め、上記範囲とした。固溶の均質性及び上記効果の観点
から、より望ましいＰｄの範囲は、０.１〜０.３wt％で
ある。
【００１０】更に、前記Ｔｉ合金材が、減面率９５％以
上の塑性加工を受けたことにより、その合金組織の平均
結晶粒径が１０μｍ以下である、硬質組織代替材も含ま
れる。これにより、Ｔｉ合金組織における結晶粒径を１
０μｍ以下と微細化することにより、強度及び耐摩耗性
を高め且つ伸び率と弾性率を抑制した優れた硬質組織代
替材とするこが可能となる。尚、減面率(断面減少率)は
塑性加工前の断面積をＡ0、該加工後の断面積をＡ1とし
た場合、(１−Ａ1／Ａ0)×１００％、となる。
上の塑性加工を受けたことにより、その合金組織の平均
結晶粒径が１０μｍ以下である、硬質組織代替材も含ま
れる。これにより、Ｔｉ合金組織における結晶粒径を１
０μｍ以下と微細化することにより、強度及び耐摩耗性
を高め且つ伸び率と弾性率を抑制した優れた硬質組織代
替材とするこが可能となる。尚、減面率(断面減少率)は
塑性加工前の断面積をＡ0、該加工後の断面積をＡ1とし
た場合、(１−Ａ1／Ａ0)×１００％、となる。
【００１１】また、前記Ｔｉ合金材を溶体化処理し、そ
の合金組織の結晶粒を再結晶させた、硬質組織代替材も
含まれる。加えて、上記溶体化処理の後に、前記Ｔｉ合
金材に時効処理を施した、硬質組織代替材も含まれる。
上記溶体化処理、及び／又は、時効処理を施しても、Ｔｉ
合金中のβ相の結晶粒が微細化され、強度を適正に高め
且つ伸びと弾性率を適正化することができる。従って、
係る硬質組織代替材によれば、人工骨、又は歯根とし
て、或いは、義歯、義肢、又は義足等の構成部材として
用いることで、生体の活動に馴染んだ特性及び効果を得
ることができ、医療技術の向上に寄与することが可能と
なる。
の合金組織の結晶粒を再結晶させた、硬質組織代替材も
含まれる。加えて、上記溶体化処理の後に、前記Ｔｉ合
金材に時効処理を施した、硬質組織代替材も含まれる。
上記溶体化処理、及び／又は、時効処理を施しても、Ｔｉ
合金中のβ相の結晶粒が微細化され、強度を適正に高め
且つ伸びと弾性率を適正化することができる。従って、
係る硬質組織代替材によれば、人工骨、又は歯根とし
て、或いは、義歯、義肢、又は義足等の構成部材として
用いることで、生体の活動に馴染んだ特性及び効果を得
ることができ、医療技術の向上に寄与することが可能と
なる。
【００１２】
【発明の実施の形態】以下に本発明の実施に好適な形態
を実施例と共に説明する。Ｔｉをベースとし、Ｔｉと共
に生体への適応性の高いＮｂ及びＴａを組合せ、且つＭ
ｏ、Ｚｒ、又はＳｎの何れかを添加した種々の成分組成
を有するチタン合金をそれぞれ溶解した。また、Ｔｉと
共にＴａ及びＺｒを組合せたチタン合金、更にこれにＰ
ｄを添加したチタン合金もそれぞれ溶解した。これらの
合金を鋳型中に鋳込んで所定サイズのボタンインゴット
をそれぞれ得た。次いで、図１に示すように、係る各イ
ンゴットに所定の冷間加工を施した後、それらの各加工
材から所要数の薄板を切り出した。次に、これらの薄板
にそれぞれ所定の溶体化処理及び／又は時効処理を施し
た後、図２に示すような所要形状とサイズの試験片１に
仕上げて引張り試験等を行った。また、比較例として、
前記従来の技術に示したα＋β型及びβ型のチタン合金
を、上記図１と同じ溶解から熱処理までのプロセスを経
させて、図２に示すようなサイズの試験片１とし、これ
らについても同じ引張り試験等を行った。
を実施例と共に説明する。Ｔｉをベースとし、Ｔｉと共
に生体への適応性の高いＮｂ及びＴａを組合せ、且つＭ
ｏ、Ｚｒ、又はＳｎの何れかを添加した種々の成分組成
を有するチタン合金をそれぞれ溶解した。また、Ｔｉと
共にＴａ及びＺｒを組合せたチタン合金、更にこれにＰ
ｄを添加したチタン合金もそれぞれ溶解した。これらの
合金を鋳型中に鋳込んで所定サイズのボタンインゴット
をそれぞれ得た。次いで、図１に示すように、係る各イ
ンゴットに所定の冷間加工を施した後、それらの各加工
材から所要数の薄板を切り出した。次に、これらの薄板
にそれぞれ所定の溶体化処理及び／又は時効処理を施し
た後、図２に示すような所要形状とサイズの試験片１に
仕上げて引張り試験等を行った。また、比較例として、
前記従来の技術に示したα＋β型及びβ型のチタン合金
を、上記図１と同じ溶解から熱処理までのプロセスを経
させて、図２に示すようなサイズの試験片１とし、これ
らについても同じ引張り試験等を行った。
【００１３】更に、上記インゴットから切り出した別の
試験片に対し、追って詳述する耐摩耗試験機を用いて、
そのＴｉ合金材の耐摩耗性を測定した。一方、上記と同
じ合金組成を有するＴｉ合金を溶解し、実用サイズのイ
ンゴットを得た。このインゴットに対し、追って詳述す
る減面率で９５％以上の塑性加工を施し、更に溶体化処
理をして前記と同じサイズの試験片１を得た。この試験
片１についても、上記と同様の引張り試験等を行った。
試験片に対し、追って詳述する耐摩耗試験機を用いて、
そのＴｉ合金材の耐摩耗性を測定した。一方、上記と同
じ合金組成を有するＴｉ合金を溶解し、実用サイズのイ
ンゴットを得た。このインゴットに対し、追って詳述す
る減面率で９５％以上の塑性加工を施し、更に溶体化処
理をして前記と同じサイズの試験片１を得た。この試験
片１についても、上記と同様の引張り試験等を行った。
【００１４】
【実施例イ】以下において具体的な実施例を挙げて、比
較例と共に説明する。Ｔｉに生体への適応性の高いＮｂ
及びＴａを種々組合せ、且つＭｏ、Ｚｒ、又はＳｎの何
れかを添加した表１に示す各成分組成のチタン合金を溶
解した。また、Ｔｉと共にＴａ及びＺｒを組合せたチタ
ン合金、更にこれにＰｄを添加した表１に示す各成分組
成のチタン合金も溶解した。一方、比較例として、表１
に示すＴｉ−６wt％Ａｌ−４wt％Ｖ等(α＋β型)と、Ｔ
ｉ−１３wt％Ｎｂ−１３wt％Ｚｒ等(β型)を溶解した。
較例と共に説明する。Ｔｉに生体への適応性の高いＮｂ
及びＴａを種々組合せ、且つＭｏ、Ｚｒ、又はＳｎの何
れかを添加した表１に示す各成分組成のチタン合金を溶
解した。また、Ｔｉと共にＴａ及びＺｒを組合せたチタ
ン合金、更にこれにＰｄを添加した表１に示す各成分組
成のチタン合金も溶解した。一方、比較例として、表１
に示すＴｉ−６wt％Ａｌ−４wt％Ｖ等(α＋β型)と、Ｔ
ｉ−１３wt％Ｎｂ−１３wt％Ｚｒ等(β型)を溶解した。
【００１５】
【表１】
【００１６】次いで、これらの各チタン合金を所定の鋳
型中において鋳造し、それぞれについて、直径３０mmで
厚さ１０mm且つ重さ４５ｇのボタンインゴットを得た。
係る各ボタンインゴットに対し冷間圧延(圧下率約８０
％)を行って、各合金組織内の結晶粒を微細化させた延
べ板を得た。次に、これらチタン合金の各延べ板から、
薄板を各合金についてそれぞれ１０片ずつ切り出した。
更に、各薄板に対し、表１に示す条件の溶体化処理(Ｓ
Ｔ)を行って、それらの組織内に１０〜５０μｍ程度の
結晶粒径に再結晶させると共に、そのうちの５片ずつに
ついては、その後、引き続いて時効処理(ＳＴＡ)を施し
た(図１参照)。但し、実施例２７は１０片の薄板全てに
対し溶体化処理(ＳＴ)と時効処理(ＳＴＡ)を施した。
型中において鋳造し、それぞれについて、直径３０mmで
厚さ１０mm且つ重さ４５ｇのボタンインゴットを得た。
係る各ボタンインゴットに対し冷間圧延(圧下率約８０
％)を行って、各合金組織内の結晶粒を微細化させた延
べ板を得た。次に、これらチタン合金の各延べ板から、
薄板を各合金についてそれぞれ１０片ずつ切り出した。
更に、各薄板に対し、表１に示す条件の溶体化処理(Ｓ
Ｔ)を行って、それらの組織内に１０〜５０μｍ程度の
結晶粒径に再結晶させると共に、そのうちの５片ずつに
ついては、その後、引き続いて時効処理(ＳＴＡ)を施し
た(図１参照)。但し、実施例２７は１０片の薄板全てに
対し溶体化処理(ＳＴ)と時効処理(ＳＴＡ)を施した。
【００１７】尚、前記表１中の時効処理(ＳＴＡ)の処理
時間を３時間以上としたのは、図３のグラフに示すよう
に、３時間未満では硬度が不安定となるのに対し、これ
を越えると安定した硬度になるためである。上記各薄板
は、図２に示すような引張り試験片１に仕上げ加工され
る。これらの各試験１片についてＪＩＳ；Ｚ２２４１に
従って引張り試験を行うことにより、引張り強さ(σB／
ＭＰａ)、０.２％耐力(σ0.2／ＭＰａ)、伸び率(％)、
及び、弾性率(ＧＰａ)をそれぞれ測定した。それらの測
定結果(平均値)を表２に示す。
時間を３時間以上としたのは、図３のグラフに示すよう
に、３時間未満では硬度が不安定となるのに対し、これ
を越えると安定した硬度になるためである。上記各薄板
は、図２に示すような引張り試験片１に仕上げ加工され
る。これらの各試験１片についてＪＩＳ；Ｚ２２４１に
従って引張り試験を行うことにより、引張り強さ(σB／
ＭＰａ)、０.２％耐力(σ0.2／ＭＰａ)、伸び率(％)、
及び、弾性率(ＧＰａ)をそれぞれ測定した。それらの測
定結果(平均値)を表２に示す。
【００１８】
【表２】
【００１９】前記表２の結果を分かり易くするため、実
施例No，５,６,９,１０,１７,１８,２５,２６と比較例N
o,１〜６の各引張り強さ、伸び率、及び、弾性率をそれ
ぞれ図４乃至図６にグラフとして示した。尚、０．２％
耐力のグラフは、図４の引張り強さと略同様の傾向であ
ったため、省略した。各実施例の溶体化処理のみを施し
たＳＴ材(５,９,１７,２５)は、何れも伸び率が約２０％
又は２０％以上と比較例１〜４よりも高くなり(図５参
照)、また、引張り強さと弾性率は比較例１〜６よりも
低い値を示した(図４，６参照)。尚、比較例１〜６のよ
うに、引張り強さと弾性率が高いと、それらが生体に適
用された部位に接する骨等の表面を磨耗させ、傷付け易
くなる恐れがある。特に骨の弾性率は、約３０ＧＰａで
あるため、これに近い程、生体への適応性が高くなる。
これらの結果から、各実施例のチタン合金のＳＴ材は、
優れた伸び特性を有すると共に、強度や弾性率は比較例
よりも低く、生体の硬質組織に近似するので、例えば、
骨折部の残存組織内に挿入されると、その変形に対し一
体となって追従して変化し、骨の一部となって長く使用
することが可能になる。
施例No，５,６,９,１０,１７,１８,２５,２６と比較例N
o,１〜６の各引張り強さ、伸び率、及び、弾性率をそれ
ぞれ図４乃至図６にグラフとして示した。尚、０．２％
耐力のグラフは、図４の引張り強さと略同様の傾向であ
ったため、省略した。各実施例の溶体化処理のみを施し
たＳＴ材(５,９,１７,２５)は、何れも伸び率が約２０％
又は２０％以上と比較例１〜４よりも高くなり(図５参
照)、また、引張り強さと弾性率は比較例１〜６よりも
低い値を示した(図４，６参照)。尚、比較例１〜６のよ
うに、引張り強さと弾性率が高いと、それらが生体に適
用された部位に接する骨等の表面を磨耗させ、傷付け易
くなる恐れがある。特に骨の弾性率は、約３０ＧＰａで
あるため、これに近い程、生体への適応性が高くなる。
これらの結果から、各実施例のチタン合金のＳＴ材は、
優れた伸び特性を有すると共に、強度や弾性率は比較例
よりも低く、生体の硬質組織に近似するので、例えば、
骨折部の残存組織内に挿入されると、その変形に対し一
体となって追従して変化し、骨の一部となって長く使用
することが可能になる。
【００２０】一方、各実施例の時効処理も施したＳＴＡ
材(６,１０,１８,２６)は、引張り強さが同じ組成のＳＴ
材より何れも高いが、実施例６，２６を除き比較例１〜
６より低かった(図４参照)。また、伸び率は同じ組成の
ＳＴ材より低下するが、実施例６を除き比較例１〜６と
同等(１０％超)と認められる(図５参照)。更に、弾性率
は実施例６,２６を除き比較例よりも低い値を示す(図６
参照)。これらの結果から、各実施例のチタン合金のＳ
ＴＡ材は、上記ＳＴ材とは別の比較的硬い硬質組織に対
し、適応性が高いものと思われる。尚、実施例２７は、
実施例９,１０と同じ合金に対し、溶体化処理の後で長時
間に渉る時効処理を施したもので、その結果、引張り強
さ、０.２耐力、及び、弾性率がそれぞれ向上した。これは
硬度が上昇したためと推定される。
材(６,１０,１８,２６)は、引張り強さが同じ組成のＳＴ
材より何れも高いが、実施例６，２６を除き比較例１〜
６より低かった(図４参照)。また、伸び率は同じ組成の
ＳＴ材より低下するが、実施例６を除き比較例１〜６と
同等(１０％超)と認められる(図５参照)。更に、弾性率
は実施例６,２６を除き比較例よりも低い値を示す(図６
参照)。これらの結果から、各実施例のチタン合金のＳ
ＴＡ材は、上記ＳＴ材とは別の比較的硬い硬質組織に対
し、適応性が高いものと思われる。尚、実施例２７は、
実施例９,１０と同じ合金に対し、溶体化処理の後で長時
間に渉る時効処理を施したもので、その結果、引張り強
さ、０.２耐力、及び、弾性率がそれぞれ向上した。これは
硬度が上昇したためと推定される。
【００２１】これらの結果から、本発明の前記各チタン
合金は、溶体化処理及び／又は時効処理を施すことで、
生体内における各種の硬質組織に馴染み易い種々の特性
が得られることが理解される。尚、前記溶体化処理は、
微細な再結晶粒を得るため、８００〜１０００℃に加熱
して３０〜６０分程度保持することが望ましい。また、
時効処理は、前記の強度や硬度を得るため、４００〜５
００℃に加熱して少なくとも２時間以上保持することが
望ましく、最長では約５００時間保持する場合も含まれ
る。
合金は、溶体化処理及び／又は時効処理を施すことで、
生体内における各種の硬質組織に馴染み易い種々の特性
が得られることが理解される。尚、前記溶体化処理は、
微細な再結晶粒を得るため、８００〜１０００℃に加熱
して３０〜６０分程度保持することが望ましい。また、
時効処理は、前記の強度や硬度を得るため、４００〜５
００℃に加熱して少なくとも２時間以上保持することが
望ましく、最長では約５００時間保持する場合も含まれ
る。
【００２２】次に、図７(Ａ)に示す耐摩耗試験機２を用
いて、実施例と比較例のチタン合金の耐摩耗性を測定し
た。この試験機２は、前記ボタンインゴットから切り出
した１５mm角で厚さ２mmの試験片１ａを体温(３７℃)付
近に保ったリンゲル液３中に浸漬し、その容器４と共に
ターンテーブル５上にて回転(６０rpm)する。試験片１
ａの表面には、ジルコニア(ＺｒＯ2)製のボール６が２０
０ｇの荷重を伴って押圧され、且つ上記テーブル５の回
転により試験片１ａの表面に半径５mmの摩耗痕を形成す
る。上記ボール６は垂直片７の下端に保持され、その上
端の皿８には、上記荷重を加えるための重り９が載置さ
れる。
いて、実施例と比較例のチタン合金の耐摩耗性を測定し
た。この試験機２は、前記ボタンインゴットから切り出
した１５mm角で厚さ２mmの試験片１ａを体温(３７℃)付
近に保ったリンゲル液３中に浸漬し、その容器４と共に
ターンテーブル５上にて回転(６０rpm)する。試験片１
ａの表面には、ジルコニア(ＺｒＯ2)製のボール６が２０
０ｇの荷重を伴って押圧され、且つ上記テーブル５の回
転により試験片１ａの表面に半径５mmの摩耗痕を形成す
る。上記ボール６は垂直片７の下端に保持され、その上
端の皿８には、上記荷重を加えるための重り９が載置さ
れる。
【００２３】また、図７(Ａ)に示すように、垂直片７は
水平なアーム１０の左端に固定され、且つ該アーム１０
はベース１３上に立設するポスト１２の支点１１に中間
を揺動可能に支持されている。更に、アーム１０の右端
側には、上記重り９とバランスを取るためのリング形の
重り１４，１５が支持されている。そして、実施例３,
５,９,１３,１５,１７,２５と比較例１のチタン合金か
らなる各試験片１ａ毎に、所定時間上記ボール６を押し
当て該ボール６との摩耗で減った重量の減少率と、上記
ボール６との摩耗による摩耗痕の幅寸法をそれぞれ測定
した。
水平なアーム１０の左端に固定され、且つ該アーム１０
はベース１３上に立設するポスト１２の支点１１に中間
を揺動可能に支持されている。更に、アーム１０の右端
側には、上記重り９とバランスを取るためのリング形の
重り１４，１５が支持されている。そして、実施例３,
５,９,１３,１５,１７,２５と比較例１のチタン合金か
らなる各試験片１ａ毎に、所定時間上記ボール６を押し
当て該ボール６との摩耗で減った重量の減少率と、上記
ボール６との摩耗による摩耗痕の幅寸法をそれぞれ測定
した。
【００２４】その結果を図７(Ｂ)に示す。このグラフか
ら各実施例は、比較例１に対し摩耗重量減少率が何れも
著しく低く、且つ摩耗痕の幅寸法も全て小さかった。こ
の結果から、各実施例のチタン合金材は、人体等の生体
内で用いられても、優れた耐摩耗性を有すると共に、長
期間に渉り形状が安定しているため、人工関節や義歯等
の硬質組織代替材として用いても、当初の形状・サイズ
及び所要の強度等を長く保つことが可能である。
ら各実施例は、比較例１に対し摩耗重量減少率が何れも
著しく低く、且つ摩耗痕の幅寸法も全て小さかった。こ
の結果から、各実施例のチタン合金材は、人体等の生体
内で用いられても、優れた耐摩耗性を有すると共に、長
期間に渉り形状が安定しているため、人工関節や義歯等
の硬質組織代替材として用いても、当初の形状・サイズ
及び所要の強度等を長く保つことが可能である。
【００２５】
【実施例ロ】一方、前記表１中の実施例９と同じ成分組
成のチタン合金を溶解し、図８(Ａ)に示すように、鋳造
により直径６０mmで且つ重さ６０ｋｇの実用サイズのイ
ンゴット１Ｇとした。次に、約９５０℃で熱間鍛造(塑
性加工)して、図８(Ｂ)に示すように、直径４０mmの丸
棒１Ｂとし、更にこれを約８４０℃で熱間鍛造して、図
８(Ｃ)に示すような直径２０mmの棒材１Ｂ′とした。こ
の棒材１Ｂ′を冷間圧延して、図８(Ｄ)に示すような扁
平な板材１Ｐとした。この板材１Ｐの断面は、幅３５mm
で厚さ２.５mmである。従って、インゴット１Ｇの断面
積(２８２６mm2)に対し、板材１Ｐの断面積(８７.５m
m2)はその約３％であり、両者間における減面率は約９
７％であった。
成のチタン合金を溶解し、図８(Ａ)に示すように、鋳造
により直径６０mmで且つ重さ６０ｋｇの実用サイズのイ
ンゴット１Ｇとした。次に、約９５０℃で熱間鍛造(塑
性加工)して、図８(Ｂ)に示すように、直径４０mmの丸
棒１Ｂとし、更にこれを約８４０℃で熱間鍛造して、図
８(Ｃ)に示すような直径２０mmの棒材１Ｂ′とした。こ
の棒材１Ｂ′を冷間圧延して、図８(Ｄ)に示すような扁
平な板材１Ｐとした。この板材１Ｐの断面は、幅３５mm
で厚さ２.５mmである。従って、インゴット１Ｇの断面
積(２８２６mm2)に対し、板材１Ｐの断面積(８７.５m
m2)はその約３％であり、両者間における減面率は約９
７％であった。
【００２６】更に、複数の板材１Ｐに８４０℃で３時間
又は７６０℃で３時間の溶体化処理を施した後、その表
面を研磨し且つ打抜きによって、前記図２と同じ所定の
試験片１をそれぞれ得た(図８(Ｅ)参照)。溶体化処理温
度が８４０℃のものを実施例２８、７６０℃のものを実
施例２９とした。尚、溶体化処理していない板材１Ｐか
らも研磨及び打抜きにより、試験片１を得て実施例３０
とした。これらの各試験片１について、前記実施例イと
同様に、引張り強さ、０.２％耐力、伸び率、及び、弾
性率をそれぞれ測定した。その結果を、図９に示す。
尚、図９中には、前記実施例９と比較例１の測定値も併
記した。
又は７６０℃で３時間の溶体化処理を施した後、その表
面を研磨し且つ打抜きによって、前記図２と同じ所定の
試験片１をそれぞれ得た(図８(Ｅ)参照)。溶体化処理温
度が８４０℃のものを実施例２８、７６０℃のものを実
施例２９とした。尚、溶体化処理していない板材１Ｐか
らも研磨及び打抜きにより、試験片１を得て実施例３０
とした。これらの各試験片１について、前記実施例イと
同様に、引張り強さ、０.２％耐力、伸び率、及び、弾
性率をそれぞれ測定した。その結果を、図９に示す。
尚、図９中には、前記実施例９と比較例１の測定値も併
記した。
【００２７】図９のグラフから、実施例２８,２９は、
引張り強さ、０.２％耐力、及び弾性率において実施例９
よりも何れも高くなり、伸びは低下した。実施例３０は
これらの傾向が一層顕著に表れた。但し、伸び率は何れ
も生体用に必須の１０％を超えていた。この結果から、
塑性加工後に溶体化処理等を行うことが推奨される。因
みに、金属顕微鏡で各例の組織を観察したところ、実施
例２８,２９の各平均粒径は６μｍと５μｍであったの
に対し、実施例９の平均粒径は２５μｍで、実施例３０
の平均粒径は９μｍであった。これは、減面率約９７％
の塑性加工、或いはこれと溶体化処理を併用したことに
より、結晶粒が１０μｍ以下の微細化され、上記の結果
に至ったものと思われる。また、実施例２８〜３０は、
比較例１よりも弾性率が低く、これらより生体に馴染み
易いことも明らかである。
引張り強さ、０.２％耐力、及び弾性率において実施例９
よりも何れも高くなり、伸びは低下した。実施例３０は
これらの傾向が一層顕著に表れた。但し、伸び率は何れ
も生体用に必須の１０％を超えていた。この結果から、
塑性加工後に溶体化処理等を行うことが推奨される。因
みに、金属顕微鏡で各例の組織を観察したところ、実施
例２８,２９の各平均粒径は６μｍと５μｍであったの
に対し、実施例９の平均粒径は２５μｍで、実施例３０
の平均粒径は９μｍであった。これは、減面率約９７％
の塑性加工、或いはこれと溶体化処理を併用したことに
より、結晶粒が１０μｍ以下の微細化され、上記の結果
に至ったものと思われる。また、実施例２８〜３０は、
比較例１よりも弾性率が低く、これらより生体に馴染み
易いことも明らかである。
【００２８】本発明は以上に説明した各実施形態や実施
例に限定されるものではない。例えば、実施例２８,２９
の溶体化処理の後、更に時効処理を施して一層優れた特
性にし得ることも明らかである。また、前記チタン合金
材にＭｏ,Ｚｒ,Ｓｎを二種以上添加しても良い。但し、
係る併合添加量の合計は効果とコストとの相関関係か
ら、２０wt％以下にすることが望ましい。尚、本発明の
チタン合金材からなる硬質組織代替材は、前述した他
に、インプラント材、人工関節、又は歯列矯正材等の種
々の硬質組織用の代替材、又はその一部の補助材として
使用することもできる。
例に限定されるものではない。例えば、実施例２８,２９
の溶体化処理の後、更に時効処理を施して一層優れた特
性にし得ることも明らかである。また、前記チタン合金
材にＭｏ,Ｚｒ,Ｓｎを二種以上添加しても良い。但し、
係る併合添加量の合計は効果とコストとの相関関係か
ら、２０wt％以下にすることが望ましい。尚、本発明の
チタン合金材からなる硬質組織代替材は、前述した他
に、インプラント材、人工関節、又は歯列矯正材等の種
々の硬質組織用の代替材、又はその一部の補助材として
使用することもできる。
【００２９】
【発明の効果】以上において説明した本発明の各硬質組
織代替材によれば、適度な強度と高い伸び率と耐摩耗
性、及び低い弾性率を有するチタン合金材を用いたの
で、生体の硬質組織に適応した優れた特性を有し、且つ
毒性やアレルギーも少なく長期に渉り生体に馴染み易い
材料を提供することが可能となる。
織代替材によれば、適度な強度と高い伸び率と耐摩耗
性、及び低い弾性率を有するチタン合金材を用いたの
で、生体の硬質組織に適応した優れた特性を有し、且つ
毒性やアレルギーも少なく長期に渉り生体に馴染み易い
材料を提供することが可能となる。
【図１】本発明の硬質組織代替材を得るプロセスを示す
概略の流れ図。
概略の流れ図。
【図２】(Ａ)と(Ｂ)は実施例等のチタン合金を用いた引
張り試験片の正面図と側面図。
張り試験片の正面図と側面図。
【図３】実施例のチタン合金の時効処理における硬度と
処理時間の関係を示すグラフ。
処理時間の関係を示すグラフ。
【図４】実施例と比較例の引張り強さを示すグラフ。
【図５】実施例と比較例の伸び率を示すグラフ。
【図６】実施例と比較例の弾性率を示すグラフ。
【図７】(Ａ)は耐摩耗試験の態様を示す概略図、(Ｂ)は
実施例と比較例の耐摩耗性を示すグラフ。
実施例と比較例の耐摩耗性を示すグラフ。
【図８】(Ａ)乃至(Ｅ)異なる実施例の試験片を得るため
の各製造工程を示す概略図。
の各製造工程を示す概略図。
【図９】図８で示した実施例と比較例等の引張り強さ等
を示すグラフ。
を示すグラフ。
１，１ａ……試験片(Ｔｉ合金材)
フロントページの続き (51)Int.Cl.7 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考） // Ｃ２２Ｆ 1/00 ６７５ Ｃ２２Ｆ 1/00 ６７５ ６８５ ６８５Ｚ ６８６ ６８６Ｚ ６９１ ６９１Ｚ ６９４ ６９４Ａ (72)発明者 加藤 喜久 愛知県津島市葉刈町稲葉117 (72)発明者 屋代 利明 三重県桑名市大山田４−16−６ Ｆターム(参考） 4C059 AA02 AA08 4C081 AB03 AB06 BA15 BB07 BB08 CG03 CG06 DA01 DA02 EA04 EA12 4C089 AA06 BB02 BB07 CA04 CA06 CA08
Claims (6)
- 【請求項１】２０〜６０wt％のＴａと、０.０１〜１０wt
％のＺｒとを含み、 残部がＴｉと不可避的不純物とからなるＴｉ合金材を用
いた、 ことを特徴とする硬質組織代替材。 - 【請求項２】Ｎｂ及びＴａを合計で２０〜６０wt％を含
み、 更に０.０１〜１０wt％のＭｏ、０.０１〜１５wt％のＺ
ｒ、及び、０.０１〜１５wt％のＳｎのうちの一種又は二
種以上を添加し、残部がＴｉと不可避的不純物とからな
るＴｉ合金材を用いた、ことを特徴とする硬質組織代替
材。 - 【請求項３】前記の他に更にＰｄを０.０１〜０.５wt％
添加したＴｉ合金材を用いた、ことを特徴とする請求項
１又は２に記載の硬質組織代替材。 - 【請求項４】前記Ｔｉ合金材が、減面率９５％以上の塑
性加工を受けたことにより、その合金組織の平均結晶粒
径が１０μｍ以下である、 ことを特徴とする請求項１乃至３の何れかに記載の硬質
組織代替材。 - 【請求項５】前記Ｔｉ合金材を溶体化処理し、その合金
組織の結晶粒を再結晶させた、ことを特徴とする請求項
１乃至４の何れかに記載の硬質組織代替材。 - 【請求項６】前記溶体化処理の後に、前記Ｔｉ合金材に
時効処理を施した、 ことを特徴とする請求項５に記載の硬質組織代替材。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP11071230A JP2000102602A (ja) | 1998-07-31 | 1999-03-17 | 硬質組織代替材 |
| DE1999135935 DE19935935A1 (de) | 1998-07-31 | 1999-07-30 | Hartgewebe-Ersatzmaterial |
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10-216626 | 1998-07-31 | ||
| JP21662698 | 1998-07-31 | ||
| JP11071230A JP2000102602A (ja) | 1998-07-31 | 1999-03-17 | 硬質組織代替材 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2000102602A true JP2000102602A (ja) | 2000-04-11 |
Family
ID=26412343
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP11071230A Pending JP2000102602A (ja) | 1998-07-31 | 1999-03-17 | 硬質組織代替材 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2000102602A (ja) |
| DE (1) | DE19935935A1 (ja) |
Cited By (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002180168A (ja) * | 2000-12-19 | 2002-06-26 | Daido Steel Co Ltd | 生体用Ｔｉ合金およびその製造方法 |
| WO2002050324A1 (fr) * | 2000-12-20 | 2002-06-27 | Kabushiki Kaisha Toyota Chuo Kenkyusho | Alliage de titane a capacite de deformation elastique elevee et procede de production dudit alliage de titane |
| KR100393270B1 (ko) * | 2000-12-15 | 2003-07-31 | 이도재 | 티타늄 합금 조성물 |
| US6607693B1 (en) | 1999-06-11 | 2003-08-19 | Kabushiki Kaisha Toyota Chuo Kenkyusho | Titanium alloy and method for producing the same |
| JP2005097700A (ja) * | 2003-09-26 | 2005-04-14 | Toshiba Corp | チタン合金、チタン合金部材、およびチタン合金の製造方法 |
| KR100977801B1 (ko) * | 2007-12-26 | 2010-08-25 | 주식회사 포스코 | 강도 및 연성이 우수한 저탄성 티타늄 합금 및 그 제조방법 |
| US8492002B2 (en) | 2008-09-23 | 2013-07-23 | Sandvik Intellectual Property Ab | Titanium-based alloy |
| US8512486B2 (en) | 2006-04-04 | 2013-08-20 | Daido Tokushuko Kabushiki Kaisha | Beta-type titanium alloy and product thereof |
| KR101448148B1 (ko) | 2012-03-30 | 2014-10-07 | 동아대학교 산학협력단 | 티타늄-니오브-탄탈을 함유하는 티타늄계 합금과 이를 함유하는 치과용 임플란트 |
| JP2021515109A (ja) * | 2018-02-27 | 2021-06-17 | アロイド リミテッド | 積層造形用の生体適合性チタン合金 |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP1225237A4 (en) * | 2000-05-02 | 2003-05-14 | Toyoda Chuo Kenkyusho Kk | TITANIUM ALLOY |
| WO2006132409A1 (ja) | 2005-06-10 | 2006-12-14 | Charmant Co., Ltd. | 眼鏡用部材及びこれを含む眼鏡用フレーム並びにこれらの製造方法 |
-
1999
- 1999-03-17 JP JP11071230A patent/JP2000102602A/ja active Pending
- 1999-07-30 DE DE1999135935 patent/DE19935935A1/de not_active Withdrawn
Cited By (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6607693B1 (en) | 1999-06-11 | 2003-08-19 | Kabushiki Kaisha Toyota Chuo Kenkyusho | Titanium alloy and method for producing the same |
| KR100393270B1 (ko) * | 2000-12-15 | 2003-07-31 | 이도재 | 티타늄 합금 조성물 |
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| JP4547797B2 (ja) * | 2000-12-19 | 2010-09-22 | 大同特殊鋼株式会社 | 生体用Ｔｉ合金およびその製造方法 |
| WO2002050324A1 (fr) * | 2000-12-20 | 2002-06-27 | Kabushiki Kaisha Toyota Chuo Kenkyusho | Alliage de titane a capacite de deformation elastique elevee et procede de production dudit alliage de titane |
| US7261782B2 (en) | 2000-12-20 | 2007-08-28 | Kabushiki Kaisha Toyota Chuo Kenkyusho | Titanium alloy having high elastic deformation capacity and method for production thereof |
| JP2005097700A (ja) * | 2003-09-26 | 2005-04-14 | Toshiba Corp | チタン合金、チタン合金部材、およびチタン合金の製造方法 |
| JP4607440B2 (ja) * | 2003-09-26 | 2011-01-05 | 株式会社東芝 | チタン合金線材または棒材，チタン合金部材，およびチタン合金線材または棒材の製造方法 |
| US8512486B2 (en) | 2006-04-04 | 2013-08-20 | Daido Tokushuko Kabushiki Kaisha | Beta-type titanium alloy and product thereof |
| KR100977801B1 (ko) * | 2007-12-26 | 2010-08-25 | 주식회사 포스코 | 강도 및 연성이 우수한 저탄성 티타늄 합금 및 그 제조방법 |
| US8492002B2 (en) | 2008-09-23 | 2013-07-23 | Sandvik Intellectual Property Ab | Titanium-based alloy |
| KR101448148B1 (ko) | 2012-03-30 | 2014-10-07 | 동아대학교 산학협력단 | 티타늄-니오브-탄탈을 함유하는 티타늄계 합금과 이를 함유하는 치과용 임플란트 |
| JP2021515109A (ja) * | 2018-02-27 | 2021-06-17 | アロイド リミテッド | 積層造形用の生体適合性チタン合金 |
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE19935935A1 (de) | 2000-02-03 |
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