JP2005530930A - 超弾性βチタン製品の製造方法とその方法から製造される製品 - Google Patents

Abstract

製品は、合金化合物の総重量を基準とした重量百分率で、約８〜約１０ｗｔ％のモリブデン、約２．８〜約６ｗｔ％のアルミニウム、約２ｗｔ％までのクロム、約２ｗｔ％までのバナジウム、約４ｗｔ％までのニオブ、残余のチタンを含む化合物から製造される。製品は、合金化合物の総重量を基準とした重量百分率で、約８〜約１０ｗｔ％のモリブデン、約２．８〜約６ｗｔ％のアルミニウム、約２ｗｔ％までのクロム、約４ｗｔ％までのニオブ、残余のチタンを含む化合物から造形物を形成する工程と、この造形物を冷間加工する工程と、この造形物を加熱処理する工程とを有する方法によって製造される。

Description

本発明の開示は、超弾性βチタン合金、この合金の製造法およびこの合金から得られる製品に関する。

マルテンサイト変態した合金は、「形状記憶効果」を呈すると考えられている。このマルテンサイト変態の結果として、「オーステナイト」として知られている高温相は、非拡散剪断（ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ−ｌｅｓｓ ｓｈｅａｒ）工程によりその結晶構造を変えて、「マルテンサイト」と呼ばれる対称性の弱い構造に変容する。この工程は、形状記憶合金の場合と同様に可逆的となりうるので、加熱時に逆変態が生じる。冷却またはマルテンサイト変態の開始温度は、一般にＭ_ｓ温度として表され、終了温度はＭ_ｆ温度として表される。逆変態とオーステナイト変態の開始温度および終了温度は、それぞれＡ_ｓおよびＡ_ｆとして表される。

Ａ_ｆより低い温度では、逆マルテンサイト相変態した合金は、低温マルテンサイト相の場合と同様に、応力誘起マルテンサイト変態により、高温マルテンサイト相でも変形可能である。これらの合金は、一般に温度Ａ_ｆより高い温度で加熱処理した時に元の形状を回復するので、「形状記憶合金」と呼ばれている。Ａ_ｆより高い温度では、応力誘起マルテンサイトは不安定な状態にあり、変形した状態から開放されると、オーステナイトに逆戻りする。応力誘起マルテンサイトがオーステナイトへ逆戻りするときに生じる歪みからの回復は、一般に「擬似弾性」または「超弾性」と呼ばれており、ニッケル−チタン形状記憶合金に関する標準規格用語ＡＳＴＭ Ｆ２００５に定義されている。これら２つの用語は、機械により誘起される結晶の相変化による高い弾性を必要とせずに、大きな変態から弾性によって形状を回復できる形状記憶合金の能力を記述する際には、どちらも同様に使用されている。

ニチノールは、近化学量論量のニッケルとチタンを含む形状記憶合金である。擬似弾性ニチノールの変形時には、応力誘起マルテンサイトの形成により、比較的一定した応力で合金の歪みが増大する。無負荷時には、一定ではあるが異なる応力の下で、マルテンサイトのオーステナイトへの逆戻りが生じる。したがって、擬似弾性ニチノールの代表的な応力−歪み曲線は、負荷時と無負荷時の両応力平坦域を示す。ただし、応力が異なるために、これらの平坦域は同一ではなく、ニチノールにおける機械的ヒステリシス発現の目安となる。このように、擬似弾性ニチノールの場合、約８〜約１０％の変態からの回復が可能である。冷間加工ニチノールもまた、広域の線形弾性特性を示す。線形弾性を示すニチノール化合物は、平坦域を呈することはないが、３．５％までの歪みから回復することができる。このような挙動は、一般に「線形超弾性」と呼ばれ、変態によって誘起される「擬似弾性」または「超弾性」とは区別される。これらの特性により、ニチノールは、一般に、医療用のステント（ｓｔｅｎｔｓ）、ガイドワイヤ、外科手術用具、歯列矯正器具、携帯電話のアンテナ線、および眼鏡のフレームや他の構成要素など、数多くの用途における材料として広く利用されている。

その一方で、ニチノールは、成形および／または溶接により加工することが困難であるため、ニチノールから製品を製造する際には、コスト高で、多くの時間を要する。さらに、ニッケル含有製品の使用者は、場合によってはニッケルに対してアレルギー反応を引き起こすことがある。

１つの実施例では、製品は、合金化合物の総重量を基準とした重量百分率で、約８〜約１０ｗｔ％のモリブデンと、約２．８〜約６ｗｔ％のアルミニウムと、約２ｗｔ％までのクロムと、約２ｗｔ％までのバナジウムと、約４ｗｔ％までのニオブと、残余のチタンとを含む化合物から製造される。

もう１つの実施例では、製品は、約８．９ｗｔ％のモリブデン、約３．０３ｗｔ％のアルミニウム、約１．９５ｗｔ％のバナジウム、約３．８６ｗｔ％のニオブ、残余のチタンを含む化合物から製造される。

さらにもう１つの実施例では、製品は、化合物から製造される製品は、約９．３４ｗｔ％のモリブデン、約３．０１ｗｔ％のアルミニウム、約１．９５ｗｔ％のバナジウム、約３．７９ｗｔ％のニオブ、残余のチタンを含む化合物から製造される。

さらに別のもう１つの実施例では、製品は、合金化合物の総重量を基準とした重量百分率で、約８〜約１０ｗｔ％のモリブデン、約２．８〜約６ｗｔ％のアルミニウム、約２ｗｔ％までのクロム、約２ｗｔ％までのバナジウム、約４ｗｔ％までのニオブ、残余のチタンを含む化合物から造形物を形成する工程と、その造形物を冷間加工する工程と、この造形物を加熱処理する工程を有する方法によって製造される。

さらに別のもう１つ実施例では、製品は、合金化合物の総重量を基準とした重量百分率で、約８〜約１０ｗｔ％のモリブデン、約２．８〜約６ｗｔ％のアルミニウム、約２ｗｔ％までのクロム、約２ｗｔ％までのバナジウム、約４ｗｔ％までのニオブ、残余のチタンを含む組成を有する線材を圧伸成形する工程と、この造形物を冷間加工する工程と、この造形物を加熱処理する工程とを有する方法によって製造される。

さらに別のもう１つの実施例では、βチタン合金から製造される製品は、眼鏡のフレームおよび構成部品、ゴルフクラブのフェースインサートおよびヘッド、歯列矯正用アーチワイヤ、歯科用インプラント、医療用ステント、フィルタ、バスケット、外科手術用器具、整形外科用補填材、整形外科用骨折固定用具、脊椎固定用具および脊椎側弯矯正用具、または、カテーテル導入器具（ガイドワイヤ）などであってもよい。

本明細書では、βチタン合金から製造される製品は、眼鏡のフレームおよび構成部品、ゴルフクラブのフェースインサートおよびヘッド、歯列矯正用アーチワイヤ、歯科用インプラント、整形外科用補填材、整形外科用骨折固定用具、脊椎固定用具および脊椎側弯矯正用具、医療用ステント、フィルタ、バスケット、カテーテル導入器具（ガイドワイヤ）などについて開示する。βチタン合金は、線形の弾性特性と共に擬似弾性特性を呈し、他の金属または合金と、溶接、ロウ付け、または、はんだ付けできる利点を有する。βチタン合金から製造された製品は、室温で様々な形態に変形させることができ、一般に、超弾性に伴う高い跳ね返り特性を保有している。

純粋なチタンには、８８２℃の同形変態温度がある。βチタンと呼ばれる体心立方（ｂｃｃ）構造は、この同形変態温度より高い温度で安定しており、αチタンと呼ばれる最密六方（ｈｃｐ）構造は、この同形変態温度より低い温度で一般に安定している。チタンをバナジウム、モリブデン、および／または、ニオブなどの元素と合金化させると、得られた合金では、約８８２℃（β転移（β ｔｒａｎｓｕｓ）温度）以下の温度でβ相の安定性が高まる。一方、アルミニウムまたは酸素などの元素と合金化させた場合には、α相が安定する温度範囲は、同形変態温度より高くなる。β相温度範囲を引き上げる効果を有する元素をβ安定剤と呼んでおり、α相温度範囲を拡大できる安定剤をα安定剤と呼んでいる。

高濃度のβ安定剤を含有するチタン合金は、一般に室温で十分に安定しており、メタ安定β相構造を保持することができる。このような特性を示す合金をβチタン合金と呼んでいる。マルテンサイト変態は、一般にβチタン合金で生じる。βチタン合金におけるマルテンサイト変態温度は、合金中のβ安定剤含有量が増えるに伴って低下し、α安定剤含有量が増えるに伴って、一般に高くなる。したがって、安定化の程度によって、βチタン合金は、β相が平衡状態で単相を保持している温度より高い温度から急速に冷却すると、マルテンサイト変態を呈するものと考えられる。βチタン合金は、一般に、約８〜約１０ｗｔ％のモリブデンと、約２．８〜約６ｗｔ％のアルミニウムと、約２ｗｔ％までのクロムと、約２ｗｔ％までのバナジウムと、約４ｗｔ％までのニオブと、残余のチタンとを含む。全ての重量百分率は、合金の総重量を基準とする。モリブデンは、前記範囲内で、一般に、約８．５以上の量、好ましくは約９．０以上の量、さらに好ましくは約９．２ｗｔ％以上の量を含有していることが望ましい。さらに、この範囲内では、合金の総重量を基準として、約９．７５以下の量、好ましくは約９．６５以下の量、さらに好ましくは約９．５ｗｔ％以下の量を含有していることが望ましい。

アルミニウムは、前記範囲内で、一般に、約２．８５以上の量、好ましくは約２．９以上の量、さらに好ましくは約２．９３ｗｔ％以上の量を含有していることが望ましい。さらに、この範囲内では、合金の総重量を基準として、約５．０以下の量、好ましくは約４．５以下の量、さらに好ましくは約４．０ｗｔ％以下の量を含有していることが望ましい。

ニオブは、前記範囲内で、一般に、合金の総重量を基準として、約２以上の量、好ましくは約３以上の量、さらに好ましくは約３．５ｗｔ％以上の量を含有していることが望ましい。

１つの模範的な実施例では、βチタン合金は、８．９ｗｔ％のモリブデンと、３．０３ｗｔ％のアルミニウムと、１．９５ｗｔ％のバナジウムと、３．８６ｗｔ％のニオブと、残余のチタンとを含むことが望ましい。

もう１つの模範的な実施例では、βチタン合金は、９．３４ｗｔ％のモリブデンと、３．０１ｗｔ％のアルミニウムと、１．９５ｗｔ％のバナジウムと、３．７９ｗｔ％のニオブと、残余のチタンとを含むことが望ましい。

１つの実施例では、βチタン合金は、溶体化処理および／または熱エージングを行ってもよい。βチタン合金の溶体化処理では、合金をβ転移温度である約８５０℃以上の温度に曝す。この合金の溶体化処理は、一般に、真空中または不活性ガス雰囲気中で、約８５０〜約１０００℃、好ましくは約８５０〜約９００℃の温度範囲で、その部品の質量に応じて約１分かそれ以上実施する。加熱処理後、約５℃／秒以上の速度、好ましくは約２５℃／秒以上の速度、さらに好ましくは約５０℃／秒以上の速度で、不活性ガスクエンチまたは空冷によって急速冷却し、完全な再結晶化単相β粒状組織を保持する。一部の例では、クエンチした合金を、さらに、約３５０〜約５５０℃の温度で約１０秒〜約３０分間エージング処理し、ω相の微細沈殿物の量を調節することが好ましい。

もう１つの実施例では、βチタン合金を約７５０〜約８５０℃、好ましくは約８００〜約８５０℃のβ転移温度より低い温度で、約１〜約３０分間溶体化処理し、少量のα沈殿物を再結晶β基材中で誘起してもよい。α沈殿物の量は、化合物の総容量を基準として、約１５ｖｏｌ％以下、さらに好ましくは約１０ｖｏｌ％以下が好ましい。このようにすると、約１４０，０００ポンド／平方インチ（９，８４６ｋｇ／ｃｍ^２）またはそれ以上、引っ張り強度を改善することができる。

溶体化処理条件下におけるβチタン合金は、擬似弾性を示しうる。溶体化処理されたβチタン合金は、一般に、２％の初期歪みまで弾性により変形したときには、初期歪みの約７５％以上の擬似弾性回復度を示し、さらに４％の初期歪みまで弾性により変形したときには、初期歪みの約５０％以上の擬似弾性回復度を示す。初期歪みは、合金化合物の元の長さに対する長さの変化の比である。

溶体化処理条件下におけるβチタン合金は、線形弾性を示しうる。溶体化処理βチタン合金は、一般に、２％の初期歪みまで弾性によりに変形したときには、初期歪みの約７５％以上、さらに４％の初期歪みまで弾性により変形したときには、初期歪みの約５０％以上の線形弾性回復度を示す。初期歪みは、合金化合物の元の長さに対する長さの変化の比である。

もう１つの実施例では、βチタン合金は、冷間圧延、延伸、圧伸成形、加圧成形などの各処理により、室温で冷間加工してもよい。βチタン合金は、元の断面積を基準とした断面積の縮小率を測定した場合に、約５〜８５％に冷間圧延することが好ましいと考えられる。この範囲内では、初期断面積の約１０以上、好ましくは初期断面積の約１５％以上断面積が縮小していることが望ましい。さらにこの範囲内では、初期断面積を基準として、約５０以下、さらに好ましくは約３０％以下の断面積の縮小率が望ましい。冷間加工状態（加工硬化状態とも呼ばれる）におけるβチタン合金は、初期歪みの約７５％以上が、２％の初期歪みまで変形した後で弾性により回復可能であり、さらに初期歪みの約５０％以上が、４％の初期歪みまで変形した後で弾性により回復可能であるような線形超弾性を示す。冷間加工に関する模範的な実施例では、合金を加熱処理した後のβチタン合金の弾性係数は、元の弾性係数を基準として、約１０以上、好ましくは約２０以上、さらに好ましくは約２５％以上の量だけ冷間加工によって低下する。

一般に、擬似弾性特性を有し、亀裂または破損を生じずに複雑な造形物や形状に成形できる形状記憶合金を使用することが望まれている。１つの実施例では、線形弾性特性、線形超弾性特性、擬似弾性特性、または、超弾性特性を有するβチタン合金を、様々な製品の製造に使用することができる。このような製品の好適な例としては、眼鏡のフレーム、ゴルフクラブのフェースインサートもしくはヘッド、整形外科用補填材、脊椎矯正用具、骨折治療用固定具、血管ステントおよび非血管ステント、最小侵襲性外科器具、フィルタ、バスケット、ピンセット、グラスパ、歯科用インプラント、アーチワイヤ、ドリルおよびファイルなどの歯列矯正用器具、ならびに、カテーテル導入器具（ガイドワイヤ）などの各種医療用具があげられる。

１つの実施例では、擬似弾性特性または超弾性特性を備えたβチタン合金を、様々な商業的な製品の製造に使用することができる。各製品の好適な例としては、眼鏡のフレーム、フェースインサートおよびゴルフクラブのヘッド、整形外科用補填材、脊椎矯正用具、骨折治療用の固定具、血管ステントおよび非血管ステント、低侵襲外科手術器具、フィルタ、バスケット、ピンセット、グラスパ、歯科用インプラント、アーチワイヤ、ドリルおよびファイルなどといった歯列矯正用器具やカテーテル導入器具（ガイドワイヤ）などの医療用具があげられる。βチタン合金によって得られる利点としては、弾性率の低いニッケルを含有せず、柔軟性があり、必要に応じて、溶接、ロウ付け、または、はんだ付けを行うことができる。

図１は、典型的な眼鏡フレーム１００を示す。フレーム１００は、一組の周縁１１０と、ブリッジ１２０と、一組のテンプル１３０と、および、一組のヒンジ１４０とを備える。周縁１１０は、一般に、ロウ付けまたは溶接１５０によって周縁１１０に取り付けられているブリッジ１２０によって接合されている。テンプル１３０は、ロウ付けまたは溶接１７０によってヒンジ１４０に取り付けられ、ヒンジ１４０はテンプル１３０に取り付けられている。フレーム１００の金属部品はすべて、βチタン合金を使用して成形することができる。βチタン合金は、一般に、従来のチタン合金フレームよりも跳ね返り特性が高いが、超弾性ＮｉＴｉ （ニッケルチタン） フレームより調節性が改善されていて、軽量フレームの製造を可能にする。または、フレーム１００の金属部品の１つまたは複数をβチタン合金から形成してもよい。一般に、テンプル１３０のような柔軟性および調節性を必要とする構成部品に超弾性βチタン合金を使用することが好ましい。フレーム１００のその他の構成部品は、線形弾性（ＬＥ）βチタン合金、Ｔｉ−６Ａ１−４Ｖなどの他のチタン合金もしくは市販されている純粋なチタン、ステンレスなどの他の金属合金、ＣｕＮｉ（銅ニッケル）合金、または、高分子材料を用いて形成してもよい。

別の実施例では、テンプル１３０は、完成した眼鏡のレンズ（表示せず）に直接接続することのできる超弾性βチタン合金から形成されているので、周縁１１０とヒンジ１４０を取り付ける必要がない。さらにもう１つの別の実施例では、超弾性βチタン合金の眼鏡は、βチタン合金板から眼鏡フレーム１００の形状を打ち抜く、または、切り出すことによって製造することができるので、一体成形できる。次に、この一体成形物をフレームの輪郭どおりに縁取りし、熱処理する。次に、レンズをはめ込む溝を周縁１１０のエッジ沿いに機械加工する。

さらに別の実施例では、フレームの少なくとも一部分が線形超弾性βチタン合金を備え、フレームの他の一部分がさらに線形弾性（ＬＥ）βチタン合金、Ｔｉ−６Ａ１−４Ｖまたは市販されている純粋なチタンなどの別のチタン、ステンレスなどの他の金属合金、ニッケル銀合金、または、高分子樹脂を備える。線形超弾性βチタン合金を含むフレームの部分を備えることが望ましい場合には、一般に、所望の部分を圧延、延伸、圧伸成形、プレス加工などによって冷間加工する。

眼鏡フレームに使用されている高分子樹脂は、熱可塑性樹脂、熱硬化性樹脂、熱可塑性樹脂と熱硬化性樹脂との混合物を含んでいてもよい。一般に、高分子樹脂は、約１０００ ｇ／モル〜約１，０００，０００ ｇ／モルの数平均分子量（Ｍｎ）を有する好適なオリゴマー、ポリマー、ブロック共重合体、グラフト共重合体、スターブロック共重合体、デンドリマー、アイオノマーから生成することができる。熱塑性樹脂の好適な例としては、ポリアセタール、ポリアクリル酸、スチレンアクリロニトリル、アクリロニトリルブタジエンスチレン、ポリカーボネート、ポリスチレン、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチレンテレフタレート、６ナイロン、６，６ナイロン、６，１０ナイロン、６，１２ナイロン、１１ナイロンもしくは１２ナイロンなどのポリアミド、ポリアミドイミド、ポリベンゾイミダゾール、ポリベンゾオキサゾール、ポリベンゾチアゾール、ポリオキサジアゾール、ポリチアゾール、ポリキノキサリン、ポリイミダゾピローロン、アリールポリマー、ポリウレタン、エチレンプロピレンジエンモノマー、エチレンプロピレンゴム、ポリアリールスルホン、ポリエーテルスルホン、ポリフェニレンサルフィド、ポチ塩化ビニル、ポリスルホン、ポリエーテルイミド、ポリテトラフルオロエチレン、フッ素化エチレンプロピレン、パーフルオロアルコキシポリマー、ポリクロロトリフルオロエチレン、ポリフッ化ビニリデン、ポリフッ化ビニル、ポリエーテルケトン、ポリエーテルエーテルケトン、ポリエーテルケトンケトンなどの各種熱塑性のオレフィン系樹脂、または、前述の熱塑性樹脂の少なくとも１つを含む組み合わせが挙げられる。

熱可塑性樹脂の混合物の好適な例としては、アクリロニトリル ブタジエン スチレン／ナイロン、ポリカーボネート／アクリロニトリル ブタジエン スチレン、アクリロニトリル ブタジエン スチレン／ポリ塩化ビニル、ポリフェニレンエーテル／ポリスチレン、ポリフェニレンエーテル／ナイロン、ポリスルホン／アクリロニトリル ブタジエン スチレン、ポリカーボネート／熱可塑性ウレタン、ポリカーボネート／ポリエチレンテレフタレート、ポリカーボネート／ポリブチレンテレフタレート、熱可塑性エラストマ合金、ナイロン／エラストマ、ポリエステル／エラストマ、ポリエチレンテレフタレート／ポリブチレンテレフタレート、アセタール／エラストマ系、スチレン 無水マレイン酸／アクリロニトリル ブタジエン スチレン、ポリエーテルエーテルケトン／ポリエーテルスルホン、ポリエチレン／ナイロン、ポリエチレン／ポリアセタールなど、または、前述の熱可塑性樹脂の混合物の少なくとも１つを含む組み合わせが挙げられる。

熱硬化性樹脂材料の好適な例としては、ポリウレタン、天然ゴム、合成ゴム、エポキシ、フェノール、ポリエステル、ポリアミド、シリコーンなど、または前述の少なくとも１つを含む組合せが挙げられる。

フレーム１００の場合、一般に、超弾性または線形超弾性βチタン合金からテンプル１３０が製造されていることが望ましい。眼鏡製造業では、テンプル１３０の様々な態様を利用することができるが、テンプル１３０の１つの可能な構造が、図２に示されている。テンプル１３０は、先細りの末端部２１０、プレス加工縁端部２２０、ヒンジ１４０、周縁コネクタ２４０およびヒンジ切込み部２５０を備える。

テンプル１３０では，先細りの末端部２１０およびプレス加工縁端部２２０が、連続したβチタン合金線材片から形成されている。ヒンジ１４０と周縁コネクタ２４０は、一般に、プレス加工縁端部２２０にロウ付けされて接合されている。ヒンジ切込み部２５０により、一般に、ヒンジ１４０の自由回転が可能となる。ヒンジ１４０と周縁コネクタ２４０は、βチタン合金または必要に応じてチタンまたはニッケル銀合金などの他の好適な材料から製造してもよい。

超弾性βチタン合金は、一般に、眼鏡に使用した場合、適切な跳ね返り特性を実現する。一般に、外側ファイバ曲げ歪みを基準として、合金を約４％の外側ファイバ歪みまで変形させたときの最小回復率が約５０％の超弾性βチタン合金を使用することが望ましい。この範囲内で、合金を約４％の外側ファイバ歪みまで変形させたときの最小回復率が約７５％以上であればさらに好ましい。

超弾性βチタン合金は、一般に、合金の約４％の張力歪みまで変形させたときの元の長さを基準として、２％の最小回復率を有する。一般に、張力試験で合金を約４％の張力歪みまで変形させたときの最小回復率が約３％以上であれば好ましい。

眼鏡のフレームは、各種手法を用いて、金属または合金を型削りまたは成型することにより製造できる。１つの実施例では，眼鏡フレーム１００の所望の形状をβチタン合金板から打抜き、それにより一体化形成している。もう１つの実施例では、機械による型削り法を用いることによって、ワイヤから基本的形状を形成することができる。

例えば、テンプル１３０の製造では、テンプル１３０の基本的形状が得られるように、βチタン合金線材を修正する。まず、超伝導βチタン合金線材を圧伸成形加工して、径が連続して次第に小さくなる複数の部分を作製し、次に、多数の最大部分をプレス加工して平坦化する。眼鏡フレーム１００は、冷間形成および形状硬化熱処理を通じて、線材から製造してもよい。眼鏡フレーム１００は、レーザー切断、化学エッチングまたは他の切断法によって超弾性βチタン合金の板材または線材を得て、その後、形状硬化熱処理またはその他の成形、および、加熱処理を行って製造してもよい。

眼鏡フレーム１００は、加工性を回復するため、および、冷間加工によって生じる脆弱性を克服するために、アニール処理を選択してもよい。一般に、βチタン合金の冷間加工（例えば圧伸成形やプレス加工）は、その機械特性を変え、より強靭にしたり脆弱にしたりする。約１〜３０分間の約８５０℃以上の温度でのアニール処理によって、材料を軟化させ展性や成形性を高めてもよい。

眼鏡フレーム１００の製造および選択によるアニール処理の後で、フレームにその他の構成部品を取り付けることが望ましい。例えば、一般に眼鏡の製造工程では、ヒンジ１４０と周縁コネクタ２４０をテンプル１３０にロウ付けまたはハンダ付けしてから、テンプル１３０をヒンジ１４０が回転可能なように切断してもよい。

必要に応じて、眼鏡フレーム１００を研磨加工し、フレーム外観に滑らかさを与え、ざらついた端部を取り除いてもよい。例えば、眼鏡フレーム１００を高エネルギーのバレル研磨法によって研磨し、そして、化学蒸着、電気メッキなどの工程によってメッキをすることによって、その他の最終仕上げプロセスのためフレームの準備を整えることができる。このメッキは、金またはニッケルを用いて行うことが好ましい。

メッキ処理後には、眼鏡フレーム１００を、選択により、約１０分間約３５０〜約４５０℃の温度で加熱処理し、フレーム上に堆積している金またはニッケルの層をβチタン合金に浸出させる。次に、眼鏡フレームは、更に仕上げ加工され、所望の見た目の美しさを実現する。例えば、フレームを金、クロムまたはプラチナなどの金属でメッキ処理してもよい。薄いエポキシ塗膜などの保護被覆を加えてシールし、フレームを保護してもよい。必要に応じて、使用者がさらに調整して、さらに眼鏡フレーム１００の形状を整える。

もう１つの実施例では、βチタン合金を用いて、ゴルフクラブの少なくとも１つの部分を製造することができる。さらにβチタン合金を用いて、ゴルフクラブのヘッドを製造することもできる。典型的な実施例では、βチタン合金を用いると、ゴルフクラブのヘッドに取り付けるフェースインサートを製造することができる。

図３Ａは、ゴルフクラブのヘッドの輪郭に実質的に従ったインサート２を表している。ゴルフクラブのヘッドの切欠きまたはポケットにインサートを取り付け、プレー中に激しいスイングが行われても、クラブヘッド内にインサートがしっかりと保持されるように斜部が設計されている。斜部は、一般に、インサートの背面８に垂直方向に約３０〜約６０°の角度で取り付けられ、図３Ａに示すように、底面とインサート２の下端部に隣接した二側面の周囲に伸びている。インサート２の厚さは、一般に、約０．０１０（０．０２５４ｃｍ）〜約０．９３インチ（２．３６ｃｍ）である。典型的な実施例では、インサートの断面の差し渡しの厚さは、必要に応じて可変であってもよい。

図３Ｂは、インサートのもう１つの実施例を表している。ここで、舌部９は、ゴルフクラブヘッドの対応する溝にインサートを固定できるように、インサートの反対側に成形されている。図４Ａは、取付部のあるインサート２が配置されるクラブヘッド１４の面に形成されたポケット１２を表している。ポケットは、クラブヘッドの底面から形成され、上方向に伸びている。ただし、ポケットは、クラブヘッドの上面部まで伸びず、ポケットの上面部とゴルフクラブヘッドの上面部との間には狭い溝１６がある。インサートは、くさび形であることが好ましく、角度は、約２°であることが好ましい。

図４Ｂを参照すると、ゴルフクラブヘッドのポケットには、ポケットの３つの側面（左、右、上）の周囲に伸びる溝付きエッジ１８がある。溝１８は、インサートの舌部９と機構的に連結するよう形成にされている。インサートは、セメント、エポキシ、アクリル、メタクリル、シリコーンなどの高分子型樹脂によってクラブヘッド内に固定することができる。図５は、もう１つのゴルフクラブヘッド２０を示している。インサート２２は、ゴルフクラブヘッド２０の上面部から底面部まで伸びている。この例では、インサートの下端部および上端部が、ゴルフクラブヘッド２０の下面部から上面部とぴったりと重なりあっている。溝付きエッジ２４を使用すると、ゴルフクラブヘッド２０内にインサート２を保持することができる。

図６Ａは、インサート４２がはめ込まれたゴルフクラブフェース４０の正面図である。インサート４２は、ゴルフクラブヘッドの打撃面領域を覆っており、ゴルフクラブヘッド４４はインサートの周囲にエッジを形成している。図６Ｂは、鋳物としてのゴルフクラブヘッド４４の断面図の１つの構成を表している。鍛造加工および機械加工したゴルフクラブヘッド４４も使用可能である。ゴルフクラブヘッド４４には、インサート４２を取り付ける空隙４６がある。図に示すように、イヤー部４８がゴルフクラブヘッド４４から外側に伸び、インサートはイヤー部を受け入れるよう設計された溝５０を備えている。図６Ｃに示すように、イヤー部は溝に圧伸成形されている。次に、ざらついたエッジを最終仕上げすることにより、図６Ｄに示すようなクラブフェースが滑らかなゴルフクラブヘッド４４を形成することができる。

図３Ａ、図３Ｂ、図４Ａ、図４Ｂ、図５、図６Ａ〜図Ｄに示すゴルフクラブヘッドへのインサートの取り付けの１つの実施例では、インサートは、摩擦または他の機械的手段によって、ゴルフクラブヘッド内の開口部にしっかりと固定することができる。摩擦を採用した場合には、インサートを、高精度のはめ込みによりゴルフクラブヘッド内に配置する。典型的な実施例では、インサートは、ロウ付けまたは溶接により、ゴルフクラブヘッドに取り付けられている。この方法により、ゴルフクラブヘッドの製造および組み立てが、他の製造法に比べ容易になる。

もう１つの実施例では、図２６に示すインプラントステントを備えたカテーテルにβチタン合金を使用することができる。図２６では、患者の体内に導入して注入するステント１６５が、カテーテル１１５の遠位端にある。カテーテル１１５の近位端は、好適な送達機構に接続されており、カテーテル１１５は、人体への導入地点からステント１６５を注入する地点に到達できるだけの十分な長さを備えている。ここで使用している「近位」という用語は、用具を使用している医師にとって最も近いカテーテルの位置を表し、用具が使用されている患者側からは最も遠い位置を表している。逆に「遠位」という用語は、医師から最も遠く、患者に最も近い位置を表している。

カテーテル１１５は、外側シース１０５、圧縮ばねの形をしている中間管１２５、および、柔軟な（例えば、ポリアミド製の）内管１４５を備える。患者に注入するためのステント１６５は、外側シース１０５内に取り付けられている。ステント１６５は、一般に、レーザーにより切断可能な十字パターンに成形される形状記憶合金フレーム１８５から製造される。２２５および２４５に図示すように、ステント１６５の一端または両端は、カバーを取り付けず、ステント１６５を注入する血管内に固定させてもよい。

放射線不透過性の先端２６５は、一般に、カテーテルの内管１４５の末端に固定されている。非外傷性先端２６５は、末端が丸められており、体内の血管中をカテーテルが通過しやすいように少しずつ傾斜している。非外傷性先端２６５は、外科手術中に適切な装置によってその位置をモニタできるように放射線不透過性を有する。内管１４５は、通常、カテーテルを挿入する前に血管内に配置されるガイドワイヤを収納できるように中空となっているが、内側の部分は硬いのでガイドワイヤがなくても使用できる。内管１４５は、送達システムの配置および回収時に拘束しなくても、血管構造と連動できるだけ十分な曲げ抵抗を備えている。さらに、内管１４５は、破壊せずに生理食塩水を注入できるだけの十分な大きさと強度を備えている。

一般にカップ形状の部材２８５が、ステント１６５の後端部に隣接したカテーテル１１５内に取り付けられ、適切な手段によってスプリング１２５の末端部に接続されている。例えば、カップ状部材２８５は、スプリング１２５がその基部に成形されているようなプラスチック材であってもよく、スプリング１２５が溶接などによって固定されているようなステンレス材であってもよい。カップ状部材２８５の開放端は、ステント１６５とスプリング１２５との間の固定した接続を実現するために、ステント１６５の末端部２４５を圧縮する役割を果たす。また、カップ型ではなく、ステント１６５の末端部２４５に接触できるように、平坦な面または多少へこんだ面のあるシンプルな円板材から、部材２８５を形成してもよい。

さらに別の実施例では、患者の血流に直接生理食塩水などの特定の液体を導入するための静脈注射用（ＩＶ）カテーテルとして、βチタン合金を利用できる。一般に、βチタン合金から製造された針や他の探針は、はじめに、カテーテルのカニューレ部分を通過して導入し、患者の手の甲や腕の内側の血管などの所望の箇所から患者の皮膚に導入される。いったん導入されると、針は、カテーテルのカニューレ部分から移動する。針を引き抜いた後は、シリンジなどの液体処理用具をカテーテルのハブの近位端に配置されたルアーフィッティングに接続する。すると、液体処理用具からカテーテルを通過して患者の血流に直接液体が流れ込む。カニューレから針を引き抜くときには、医療従事者は、すぐそばの位置にむき出しの針の先端を置いたまま、針の引き抜きに必要な作業を行わねばならない。むき出しの針の先端は、ヒト免疫不全ウイルス（ＨＩＶ）や肝炎などの様々な危険な血液由来の病原体感染の危険性に医療従事者が曝される、不注意による針刺し事故発生の危険性を生み出すのがこの連結部である。

ここで使用している、「近位」という用語は、用具を使用している医師に最も近い針の先端プロテクタ付きのカテーテルおよび針アセンブリ上の位置を表す。逆に、「遠位」という用語は、医師から最も遠く、患者に最も近い位置を表す。

図２７と２８に示すように、ＩＶカテーテルアセンブリ２０１は、カテーテルアセンブリ２２１とニードルアセンブリ２４１を備える。ニードルアセンブリ２４１は、更にプロテクタ２６１を有している。カテーテルアセンブリ２２１は、近位端３１１と遠位端２９１を備える環状構造をしたカテーテル２８１を有している。カテーテル２８１の近位端３１１は、カテーテルハブ３０１にしっかりと接続されている。カテーテルは、医療分野で広く知られている。多くが柔軟な熱可塑性樹脂である多数の好適な材料の１つを選択してカテーテル２８１に使用してもよい。このような材料は、例えば、ポリウレタンまたはフッ素化エチレンプロピレンを含んでもよい。

カテーテルハブ３０１は、一般に、カテーテル２８１の中の内腔と液体が連通する内部空隙を備えた管状構造である。カテーテルハブ３０１は、例えば、ポリプロピレンまたはポリカーボネートなどの好適な剛性医療等級の熱可塑性樹脂から製造してもよい。図解しやすいように、カテーテルハブ３０１は半透明で示すが、実際の用途では、これは半透明または不透明としてもよい。カテーテルハブ３０１の近位端は、ルアーフィッティング３２１にしっかりと取り付けられている。ルアーフィッティング３２１は、チューブ、シリンジ、または、カテーテルアセンブリ２２１を通して液体を注入したり回収したりするのに使用される多数の他の医療用具を、漏れがないようにしっかりと接続する。図２７および２８に示すように、側壁３６１の近位端と遠位端との間のほぼ中央に配置され、しっかりと固定されているリテイナ６０１は、通過する開口部６２１を備える。リテイナ６０１は、一般に、例えば、シリコーンまたはポリテトラフルオロエチレンなどの材料から製造されるドーナツ型のワッシャである。リテイナ６０１は、一般に、カテーテルハブ３０１内にプロテクタ２６１を固定している。

図２７および２８を再度参照すると、針アセンブリ２４１は、近位端３９１と遠位端４１１を備える管状構造の針３８１、針ハブ４０１、および、プロテクタ２６１を有する。プロテクタ２６１は、針３８１上にスライド可能なように組み立てられている。ステンレスで作製されることが好ましい針３８１は、その内径によって形成された通過する内腔を備えている。針３８１の近位端３９１は、針ハブ４０１にしっかりと接続されている。針３８１の遠位端４１１に配置された先端斜部４２１は、鋭い尖った先端部を形成している。近位壁４３１と遠位壁４５１を含む針溝４４１は、先端斜部４２１の近くである針３８１の遠位端４１１に配置され、その径は、針３８１の公称外径より小さい。針溝４４１は、公称外径と公称内径の間の管状溝を形成する針３８１の外径付近を機械研磨することによって形成してもよい。形成される溝４４１は、針３８１の公称外径より小さいが、針３８１の内腔より大きく、一般に針３８１からプロテクタ２６１が完全に引き抜かれないようにする。好ましい実施例では、溝４４１の差し渡し寸法は、針の「ゲージ」サイズによるが、約０．００２〜約０．００３インチ（約０．０５０８〜約０．０７６２ミリメートル）だけ、針３８１の公称外径の寸法より小さい。

針ハブ４０１は、針３８１の内腔と液体が連通する内部空隙を備えた管状構造である。これは、例えば、ポリカーボネートなどの半透明または透明の、一般に剛性の熱可塑性材で製造されることが好ましい。針ハブ４０１の内部空隙の最近位端には、多孔質プラグ４６１がしっかりと接続されている。フラッシュバックチャンバ４８１が、多孔質プラグ４６１から遠い空隙内に形成されている。多孔質プラグ４６１には、空気および他の気体の通過可能な十分な大きさだが、血液の通過を抑止する大きさの複数の微細な開口部が含まれている。フラッシュバックチャンバ４８１は、目標となる静脈に針の先端をうまく差し込んだときに血液で満たされ、医師が針の正しい配置を目で確認することができる。

１つの実施例では、βチタン合金は、腰、膝、脊柱などの骨固定用具等の整形外科用器具として利用できる。図２９、３０および３１に示す骨固定用具の１つの構成の好適な例が、ネジ山付き骨ネジである。図２９、３０および３１は、カニューレが挿入された内部および外部ネジ山付き骨ネジ２０２と、βチタン合金より構成されたカニューレが挿入されたドライバ用具２２２を示している。ドライバ用具２２２は、通過穴２７２が形成されたシャフト部材２６２と、ハンドル２８２を含み、さらにロッド３０２とキャップ部材３２２を含む。ロッド３０２とキャップ部材３２２は、後述するように、ドライバ用具２２２に骨ネジ２０２を解放可能に固定するために使用されている。シャフト部材２６２は、細長く一般に円筒形をした構造体である。シャフト部材２６２は、近位端３４２から遠位端３６２にシャフト部材２６２の長手方向に沿って伸び、図３１の断面図で最適に図示する円筒形の通過穴またはカニューレ２７２を備える。

シャフト部材２６２は、好ましくは外科用鋼から構成される一体の管状構造であるが、βチタン合金などの好適な材料を使用することもでき、遠位端３６２に一体化されて成形された連動構造３８２と、その長手方向に沿って設けられた１つ以上の環状溝３７２とを有している。後で説明するように、六面構造を有することが好ましい連動構造３８２がドライバと骨ネジ２０２との対合および回転連動を促進し、溝３７２を骨の固定中の従来のクランプ部材のための接続部として使用してもよい。連動構造３８２は、正方形、八角形などの角構造であってもよいし、ネジ頭の外辺にかみ合ってもよい。

ハンドル２８２は、シャフト部材２６２の近位端３４２を受け止める通過穴３９２を備え、木材またはプラスチック材で構成されていることが好ましい。ハンドル２８２は、従来のリベット３９２でハンドル部分を固定することによってシャフト部材２６２に固定するか、または他の好適な手段によってシャフト部材２６２に固定する。リベットは、シャフト部材２６２の穴まで延びたり、通過したりしてはならない。また、ハンドル部材２８２を、シャフト部材２６２に取り外し可能なように取り付けてもよい。

ロッド３０２は、外科用の鋼または高級な鋼から構成されていることが望ましい、硬い一般に円筒形をした一体構造であり、その遠位端にネジ山付き部分４２２があり、固定ネジ４７２を受け止めるその近位端付近には、機械加工した凹みや窪み４４を備えている。キャップ部材３２２は、一般に、円筒形の構造をしており、ロッド３０２の近位端を受け入れるための行き止まり穴４３２と、キャップ部材３２２の側面から行き止まり穴４３２にまで伸びている内部にネジ山の付いた通路４５２とを備えているが、この通路により、アレンヘッドを備えた従来の固定ネジ４７２を通過させることができる。アレン固定ネジの円錐形の縁端部は、ロッド３０２にキャップ部材３２２をロックするため、ロッド３０内の窪み４４内に受け入れられる。キャップ３２２の外面には、キャップ３２２と固定ロッド３０２が、カニューレに挿入された骨ネジ２０２の内側のネジ山５８２にネジ山端４２２を挿入して、シャフト２６２の穴２７２内で回転できるように、３３２に刻みが付けられている。

円筒形ロッド３０２の外径は、ロッド３０２が簡単に受け入れられ通過できるように、シャフト部材２６２内の円筒形の穴２７２の内径より小さい。それとは逆に、ネジ山つき縁端部４２２には、ロッド３０２がシャフト２６２の穴２７２を通過して引き抜くことができないように、穴２７２の外径よりも大きい外径のネジ山を備えている。キャップ部材３２２がロッド３０２の近位端に解放可能なようにロックされているときには、キャップ部材３２２が、ロッド３０２の近位端の部分がシャフト部材２６２のカニューレ２７２に進入するのを抑止する。図３１からきわめて明らかに分かるように、ロッド３０２は、キャップ部材３２２をロッド３０２に取り付け、ロッド３０２をシャフト部材２６２のカニューレまたは穴２７２内に配置したとき、ロッド３０２のネジ山付き部分４２２が、骨ネジ２０２の内部ネジ切り５８２とネジ切り可能にかみ合うように、シャフト部材２６２の遠位端３６２より先まで規定の長さだけ伸びる。矯正用具は、すべての生物における他の体内組織で使用すると便利であると考えられる。矯正用具の他の例として、腰、膝、肩用の注入、髄間ロッドおよび爪、骨折固定用具、脊椎固定および矯正器具として使用することが可能な矯正用具が挙げられる。

もう１つの実施例では、βチタン合金は、矯正アーチワイヤなどの矯正用具で使用してもよい。矯正アーチワイヤ１０３の１つの可能な構成を図３２と３３に示すが、これは、前部１１３と、前部のそれぞれの末端部に固定され、そこから伸びている後部１２３，１３３のペアが含まれている。前部は、後部を形成する材料の剛性またはたわみ剛性より低い剛性またはたわみ剛性を備える材料から製造されていてもよい。これらの部分は、数種類の接続技術のどれかを用いて一緒に固定することができる。図３２と３３に示す態様では、各部分の機械的接続のため、各部分の結合部に折り曲げ可能な金属管１５３が備わっている。図３２に示すように、βチタン合金アーチワイヤ１０３は、患者の歯列と整合するように、一般に従来のＵ型構造をしている。このアーク構造は、歯の後面に取り付けられる舌ブラケットおよび関連する器具と同様に効果的である。図３４には、やはり一般にＵ型の構造の、いわゆる「マッシュルーム」型アーチワイヤ２０３が示すが、これは歯の下側の面または内面の曲面に一致するように輪郭が形成されている。アーチワイヤ２０３は、剛性が比較的低い前部２１３と、剛性が比較的高い後部２２３，２３３のペアで各部分間を結合し、取り付けたときに犬歯の遠くにちょうど配置される折り曲げられた管２４３を含む。他の歯科用器具には、アーチワイヤ、人工歯根、矯正作業で使用するヤスリやドリルなどがあげられる。

βチタン合金には多数の利点がある。βチタン合金の弾性率は、合金を加熱処理した後には、弾性率を基準として、約１０以上、好ましくは約２０以上、より好ましくは約２５％以上の比率だけ、冷間加工を通じて断面積を減少させるので有利である。βチタン合金は、元の断面積を基準とした縮小率で測定した場合、約５〜約８５％の量だけ冷間加工することが好ましいであろう。この範囲内では、初期断面積の約１０以上、さらに好ましくは初期断面積の約１５％以上、断面積が縮小していることが望ましい。さらに、この範囲内では、初期断面積を基準として約５０以下、さらに好ましくは初期断面積を基準として約３０％以下の断面積の縮小率が望ましい。冷間加工時には、βチタン合金は、元の長さの約２％までの歪みを加えたときに、加えられた歪みの約７５％以上の擬似弾性歪み回復率を備え、元の長さの約４％まで歪みが加えられたときには、加えられた歪みの約５０％以上の擬似弾性歪み回復率を備えると考えられる（すなわち、長さの変化は元の長さの４％に相当する）。

代表的な以下の実施例は、本明細書に記載されるβチタン合金から得られる製品の各種実施例の一部の製造方法について説明するが、これらには限定されない。

実施例１
以下に述べるサンプル合金は、全て二重真空アーク融解法で作製した。インゴットを熱間圧延した後、平板圧延して厚さ１．５ミリメートル（ｍｍ）の板材に成形した。次に、この板材を、大気中で８７０℃の温度で３０分間加熱処理し、大気中で室温になるまで冷却した。板材上に付着した酸化物を２枚ディスクの研削によって除去し、１．３ｍｍの厚さにラップ仕上げした。３５０℃の窒化物／硝酸塩浴中で、熱エージング実験行った。

永久歪および擬似弾性回復歪みを曲げ試験で定量した。０．５１ｍｍ×１．２７ｍｍ×５１ｍｍの寸法の標本群を板材から切り出した。この標本群を直径約１２．２ｍｍの棒に当てて曲げ、「Ｕ字」型に成形し、４％近くまで外側ファイバまたは外面を歪ませた。その後、直線部分の間に形成される角度を測定し、下記の式を用いて歪み回復能を算出した。

ここで、「ａ」は回復不能な角度で、「ｅ」は外側ファイバ曲げ歪みである。

引っ張り歪み回復能は、４％の歪みが得られるまで引っ張り伸びを行い、続いて応力ゼロの無負荷状態で測定した。断面が０．９０ｍｍ×２．０ｍｍの引っ張り試験標本で、伸び計を用いて歪みをモニタした。電気加熱機能とＣＯ_２冷却機能を備えた環境チャンバには、−３０℃〜１８０℃の範囲の試験能があった。

表１に列挙されている組成を有する９種類のβチタン合金について試験した。比較するために、総曲げ歪みに対する弾性回復歪みの百分率を測定した。

上の表１で、サンプル１とサンプル６〜９は比較例である。約４％の外側ファイバ歪みまで曲げた後の弾性回復能の定量結果を、図１にグラフ表示する。この図は、モリブデンが約９ｗｔ％で最大弾性歪み回復能を示しており、このとき、加熱溶体化処理およびその後の大気冷却後に加えられた４％の変形歪みに対する合金による弾性回復歪みは、約８０％であった。モリブデン含有率を９ｗｔ％より増やすか減らすと、一般に弾性回復能が低下する。モリブデンの含有量が８．４と１１ｗｔ％との間であるようなチタン合金の場合には、３５０℃で１０秒という短い時間のエージング処理を行えば、弾性回復能が改善されるという結果が得られるであろう。モリブデン含有率が約９ｗｔ％の合金の場合には、１０秒間３５０℃で熱エージングを実施した後の最適弾性歪み回復能は、加えられた４％の曲げ歪みの約９０％に相当する。モリブデン含有量が８．４ｗｔ％未満の合金では、異なるエージング特性を示す。３５０℃におけるエージングでは、約８．０３ｗｔ％のモリブデンを含有する合金２の場合には弾性歪み回復能が劣化する可能性があり、約７．６３ｗｔ％のモリブデン含有量の合金１の場合には有意とされる効果は認められない。

サンプル４、５および６のそれぞれの３５０℃における熱エージング中の総歪みに対する弾性回復能の比率を、それぞれ図８、図９および図１０に示す。図８、図９および図１０から、３種類の合金すべての弾性回復能は、約１０〜６０秒間のエージング処理後に最大に達することが伺われる。１５分（９００秒）間を超えるエージング処理では、弾性回復能が劣化する。

サンプル４と５のそれぞれの約２５０〜約５５０℃における１０秒間の熱エージング中の総歪みに対する弾性回復能の比率を、それぞれ図１１と図１２に示す。サンプル４の最適回復能は３５０℃の加熱温度で得られるが、この場合、９０％に近い比率まで弾性回復能が改善される一方、４００℃以上におけるエージング処理では、約４０％まで弾性回復能が劣化する。サンプル５の場合、この温度範囲におけるエージング処理では、一般に、弾性回復能が改善される。約４５０℃で最大改善率が達成され、この場合、弾性回復能が９０％まで向上した。

表１に示される各種合金の場合も、断面積が約３０％以上縮小する冷間加工後に線形超弾性を示している。例えば、モリブデン１１．０６ｗｔ％、ニオブ３．８０ｗｔ％、バナジウム１．９７ｗｔ％、アルミニウム３．０７ｗｔ％で、残りがチタンであるような組成のインゴットから製造された線材は、冷間後の断面積の縮小率が８４％であった時点で、４％の外側ファイバ歪みの総変形率まで曲げた後の弾性回復歪みは、３．５％相当であった。

実施例２
この実施例では、βチタン合金を二重真空アーク溶融法で製造した。合金の化学組成を誘導結合型プラズマの発光分析法（ＩＣＰ−ＯＥ）を用いて分析した。分析結果を表２に示す。インゴットを熱間鍛造、熱間圧延、そして最終的に低温延伸処理を実施して、約０．４〜約５ｍｍの範囲内の各種直径を持つ線材を成形した。各冷間縮小処理間でパス間（ｉｎｔｅｒ−ｐａｓｓ）アニール処理を真空炉内で８７０℃で実施して２．５ｍｍより直径が大きい線材を得るか、または、不活性ガス雰囲気中でストランドアニール処理を実施することにより、さらに径の細い線材を得た。延伸特性は、２．５ｍｍのゲージ長の伸び計を装備したＩｎｓｔｒｏｎの５５６５型式の材料試験装置を用いて判定した。詳細構造は、ＮｉｋｏｎのＥｐｉｐｈｏｔの倒立型金属顕微鏡を用いて、光金属組織に基づいて調査した。

ストランドアニール処理された線材は、一般に、真空アニール処理された線材および板材に比べ、最大抗張力（ＵＴＳ）が約１０５５メガパスカル（ＭＰａ）高く、その代表的ＵＴＳは約８３０ＭＰａである。図１３は、アニール処理加工した１．０ｍｍ径のサンプル１１のワイヤストックから延伸した線材のＵＴＳを、断面積の縮小関数としてプロットした図である。４９％縮小した後に、ＵＴＳを１０５５ＭＰａからわずか１１７２ＭＰａ程度まで引き上げたところ、微弱な歪み硬化効果を示した。ヤング率の判定するため、１％の歪みが得られるまで線材に引っ張り試験を実施し、応力歪み曲線の傾きを測定した。図１４に示すように、低温延伸した線材は、一般に、アニール処理線材に比べ弾性率が低い。アニール処理された線材の率である約６５．９ギガパスカル（ＧＰａ）が低下する一方で累積縮小率は高くなり、低温延伸後に約５０ＧＰａで安定化し、累積縮小率は２０％を超えている。

表１に記載の各種合金と同様に、サンプル１０と１１は、冷間加工後に線形の超弾性を示している。低温延伸し、縮小率が１９．４％である０．９１ｍｍ径のサンプル１１に対し、２％および４％の引っ張り歪みで試験を実施したときの負荷および無負荷応力歪み曲線を、それぞれ図１５と１０に示す。図１３からも明らかなように、負荷を取り除いた後には、線材は、２％の引っ張り伸び後に大部分の変形から回復し、わずか０．１％の小さな弾性歪みだけを残すにとどまった。４％の引っ張り伸びまで変形させた場合、負荷を取り除いた後の残留歪みは１．４％まで上昇した。線材は、２．６％まで歪みから回復する。延伸（断面積）縮小率が拡大すると共に、残留歪みは減少する。ただし、縮小率が２０％を超えたときには、４％の引っ張り伸張率に達する前に標本が破損した。このデータが示すように、低温延伸したβチタン合金線材は、線形の超弾性を示し、従来の金属合金の代表的弾性限界を超える大きな変形から回復することができる。低温延伸線材の機械特性は、低温延伸サンプル１０が同様の機械特性を示しているので、化学的組成には感応しないと思われる。サンプル１０に関する負荷／無負荷引っ張り試験の全ての結果を、表３に示す。

図１７の顕微鏡写真は、冷間加工により断面積が１４％縮小した後の冷間加工されたサンプル１０の線材の微細構造を表している。８１６℃と８７１℃で３０分間加熱処理した後の線材の再結晶の微細構造をそれぞれ図１８と１３に示す。微細構造にはα相が存在していたので、８１６℃での加熱処理後に材料が十分にベータ化していなかったことが明らかである。図１７から分かるように、３０分間８７１℃で加熱処理した後で完全に再結晶化したβ粒状組織が得られた。

８．６ｍｍ径まで熱間圧延したサンプル１０の線材をさらに６．０ｍｍ径まで延伸した。３０分間８７１℃で完全にベータ化させた後、６．０ｍｍ径の線材を約５００〜約８５０℃の温度で３０分間、再度エージング処理した。図２０から分かるように、β構造は、８１６℃でエージング処理した後に確保された。エージング処理温度を７８８℃まで下げると、図２１に示すように、粒間α相沈殿物が微細構造内に出現し始めた。粒間α相沈殿物の量は、エージング処理温度を下げると増加していった。α相沈殿物は、最終的に６４９℃以下でエージング処理したときに粒界に沿って出現した。

３０分間約５００〜約９００℃の温度でエージング処理した後の表２のベータ化サンプル１０の最大抗張力（ＵＴＳ）と引っ張り展性（％ 断面積における縮小率）をそれぞれ図２２と１７に示す。溶体化処理標本などの完全ベータ化標本や８１６℃以上の温度でエージング処理した標本は、約８００ＭＰａという低いＵＴＳと、断面積の縮小率（ＲＡ）が約２５〜約３０％の良好な引っ張り展性とを示していた。温度を下げるに伴い、おそらくはα沈殿物の量が増加したことにより、引っ張り展性が有意に低下し、ＵＴＳが劇的に増加した。ＵＴＳにおける１４００ＭＰａのピークは、低い展性値（５％ ＲＡ）と対応しており、いずれも約５００℃のエージング処理温度で出現している。

溶体化処理条件下におけるサンプル１１の化合物は、擬似弾性を示している。これらの機械特性は、約３５０〜約５５０℃の温度における熱溶体化処理とそれに続くエージング処理に高度に感応する。８７０℃の温度でのストランドアニール処理後のサンプル１１の線材は、明確な擬似弾性を呈する。一例を図２４に示すが、この例は、ストランドアニール処理後における０．４ｍｍ径のサンプル１１の線材に関する４％の引っ張り応力―歪み曲線を示している。４％の伸張率まで変形させた後には、この線材の標本は、擬似弾性回復工程に入り、３．４％の引っ張り歪みを回復し、負荷を取り除いた後の残留歪みはわずか０．６％にとどまった。

線材の微細構造の横断面図を、図２５の顕微鏡写真に示す。微細構造は、予期されたβ構造ではなく、β基材内に含まれた多結晶のα沈殿物で構成されている。短時間のストランドアニール処理では、線材が完全にβ粒状組織に再結晶化されないと考えられる。理論にこだわらなければ、このことは、完全にベータ化された材料のＵＴＳに比べ、一般にストランドアニール処理した線材が高いＵＴＳを有することを裏づけていると考えられる。

上記の実験から分かるように、βチタン合金は、４％の初期曲げ歪みを加えると、８８．５％の弾性歪み回復能を示すことができる。歪み回復能は、初期曲げ歪みの関数として測定し、初期曲げ歪みは元の長さに対する長さの変化の百分率として表される。これらの合金は、眼鏡のフレーム、ゴルフクラブのフェースインサートやヘッド、歯列矯正用線材、整形外科用充填材および骨折固定用具、脊椎固定器具および脊柱側弯矯正器具、ステント、ガイドワイヤ、ステント、やすり、グラスパ、バスケット、眼鏡、ゴルフクラブ、カテーテル導入器具（ガイドワイヤ）などの多数の市販されている製品に使用した場合に、その利点を生かすことができるであろう。

本発明について、代表的な実施例を引用しながら説明してきたが、当業者は、様々な変更を加えることで、本発明の意図から逸脱することなくその要素と等価物を置き換えることができるということを理解されるであろう。さらに、多くの変更を加え、その基本的意図から逸脱することなく本発明の教示内容に特定の状況や材料を適合させてもよい。したがって、本発明を実施する際に予期される最適な態様として開示されている特定の実施例に限定することは意図していない。

眼鏡のフレーム１００の等大図である。 テンプル１３０の１つの可能な構造の概略図である。 ゴルフクラブのインサートの斜部の、正面、側面、底面を示す図である。 ゴルフクラブのインサートの舌部および端の溝の底面を示す図である。 インサート付きゴルフクラブフェースの正面図である。 インサートの切欠部の輪郭を示す図４Ａの底面図である。 インサート付きゴルフクラブフェースの正面図である。 ゴルフクラブを成形する１つの方法の概略を説明するための図である。 ゴルフクラブを成形する１つの方法の概略を説明するための図である。 ゴルフクラブを成形する１つの方法の概略を説明するための図である。 ゴルフクラブを成形する１つの方法の概略を説明するための図である。 モリブデンの含有量の弾性回復への影響を示すグラフである。 表１のサンプル４の３５０℃におけるエージング処理の弾性回復への影響を示すグラフである。 表１のサンプル５の３５０℃におけるエージング処理の弾性回復への影響を示すグラフである。 表１のサンプル６の３５０℃におけるエージング処理の弾性回復への影響を示すグラフである。 表１のサンプル４の１０秒間の約２５０〜約５５０℃におけるエージング処理の弾性回復への影響を示すグラフである。 表１のサンプル５の１０秒間の約２５０〜約５５０℃におけるエージング処理の弾性回復への影響を示すグラフである。 表２のサンプル１１の累積低温延伸減少のＵＴＳへの影響を示すグラフである。 表２のサンプル１１の累積低温延伸減少のヤング率への影響を示すグラフである。 ２％の歪みまで試験したときに１９．４％延伸率が低下した、表２のサンプル１１の組成を有する線材の引張り応力−歪み曲線を示すグラフである。 ４％の歪みまで試験したときに１９．４％延伸率が低下した、表２のサンプル１１の組成を有する線材の引張り応力−歪み曲線を示すグラフである。 １４％減少した表２のサンプル１０の組成を有する低温延伸線材の微細構造を示す光学顕微鏡写真である。 ３０分間８１６℃で加熱処理した後に１４％減少した表２のサンプル１０の組成を有する低温延伸線材の一部を再結晶化したときの微細構造を示す光学顕微鏡写真である。 ３０分間８７１℃で加熱処理した後に１４％減少した表２のサンプル１０の組成を有する低温延伸線材を完全に再結晶化したときの微細構造を示す光学顕微鏡写真である。 ３０分間８１６℃でエージング処理した後の表２のベータ化したサンプル１０の微細構造を示す光学顕微鏡写真である。 ３０分間７８８℃でエージング処理した後の表２のベータ化したサンプル１０の微細構造を示す光学顕微鏡写真である。 ３０分間５００〜９００℃でエージング処理した後の表２のベータ化したサンプル１０のＵＴＳを示すグラフである。 ３０分間５００〜９００℃でエージング処理した後の表２のベータ化したサンプル１０の延性を示すグラフである。 ８７１℃でストランドアニール処理した後の表２のサンプル１１の組成を有する線材を、４％までの引っ張り歪みで試験したときの引っ張り応力―歪みの曲線を示すグラフである。 ８７１℃でストランドアニール処理した後の表２のサンプル１１の組成を有する線材の微細構造を示す光学顕微鏡写真である。 ステントの略図である。 カテーテルおよび針アセンブリの概略斜視図である。 カテーテルアセンブリおよびニードルチッププロテクターを含むニードルアセンブリの分解斜視図である。 ドライバと挿管された内部および外部のネジ山付き骨ネジを示す骨整復および固定装置の部分分解図である。 図２９の骨整復および固定アセンブリの側面図である。 図３０の骨整復および固定アセンブリの断面図である。 アーチワイヤの１つの構成の平面図である。 図３２の線２−２で示された部分の拡大側面図である。 歯列矯正用ブラケットが舌に配置されたアーチワイヤの平面図である。

Claims (27)

1. 合金化合物の総重量を基準とした重量百分率で、
   約８〜約１０ｗｔ％のモリブデンと、
   約２．８〜約６ｗｔ％のアルミニウムと、
   約２ｗｔ％までのクロムと、
   約２ｗｔ％までのバナジウムと、
   約４ｗｔ％までのニオブと、
   残余のチタンと、
   を有する化合物から製造されることを特徴とする製品。
2. 前記化合物は、冷間加工されることを特徴とする請求項１に記載の製品。
3. 前記化合物は、冷間加工後、長さの変化率が元の長さの２％となった時点で、長さの変化率の約７５％以上の弾性回復能を有することを特徴とする請求項２に記載の製品。
4. 前記化合物は、冷間加工後、長さの変化率が元の長さの４％となった時点で、長さの変化率の約７５％以上の弾性回復能を有することを特徴とする請求項２に記載の製品。
5. 前記化合物は、冷間加工後、等価の熱処理化合物の弾性係数に比べ、約１０％以上の弾性係数の低下を示すことを特徴とする請求項２に記載の製品。
6. 前記化合物は、擬似弾性回復能を示すと共に、β相、または、α相およびβ相を有することを特徴とする請求項１に記載の製品。
7. 溶接接合部および／またはロウ付け接合部を有する医療用具であることを特徴とする請求項１に記載の製品。
8. 前記医療用具が、ステント、カテーテル導入器具、または、ガイドワイヤであることを特徴とする請求項１に記載の製品。
9. 歯列矯正用アーチワイヤ、整形外科用用具、または、眼鏡のフレームを含むことを特徴とする請求項１に記載の製品。
10. 前記整形外科用用具は、骨に使用されることを特徴とする請求項９に記載の製品。
11. 前記整形外科用用具は、腰、ひざ、肩、ひじ、または、脊柱に使用されることを特徴とする請求項１に記載の製品。
12. ゴルフクラブの少なくとも一部を含むことを特徴とする請求項１に記載の製品。
13. 溶接接合部またはロウ付け接合部を有することを特徴とする請求項１に記載の製品。
14. さらに高分子被覆を有することを特徴とする請求項１に記載の製品。
15. 合金化合物の総重量を基準とした重量百分率で、約８〜約１０％のモリブデン、約２．８〜約６ｗｔ％のアルミニウム、約２ｗｔ％までのクロム、約２ｗｔ％までのバナジウム、約４ｗｔ％までのニオブ、残余のチタンを有する化合物から造形物を形成する工程と、
    前記造形物を冷間加工する工程と、
    前記造形物を加熱溶体化処理する工程と
    を有する方法によって製造されることを特徴とする製品。
16. 前記化合物の同形温度より低い温度で加熱溶体化処理を実施することを特徴とする請求項１５に記載の方法。
17. 前記化合物の同形温度より高い温度で加熱溶体化処理を実施することを特徴とする請求項１５に記載の方法。
18. さらに、前記造形物を約３５０〜約５５０℃の温度で熱エージング処理することを特徴とする請求項１５に記載の方法。
19. 前記熱エージング処理を１０秒〜約３０分間実施することを特徴とする請求項１５に記載の方法。
20. 合金化合物の総重量を基準とした重量百分率で、約８〜約１０％のモリブデン、約２．８〜約６ｗｔ％のアルミニウム、約２ｗｔ％までのクロム、約２ｗｔ％までのバナジウム、約４ｗｔ％までのニオブ、残余のチタンを含む組成を有する線材を冷間加工する工程と、
    圧伸成形された線材を加熱処理する工程と、
    を有する方法によって製造されることを特徴とする製品。
21. 前記線材の径が約０．１〜約１０ミリメートルであることを特徴とする請求項２０に記載の製品。
22. 約５００℃〜約９００℃の温度で加熱処理を実施することを特徴とする請求項２０に記載の製品。
23. β相、または、α相およびβ相を有することを特徴とする請求項２０に記載の製品。
24. 長さの変化率が元の長さの２％となった時点で、長さの変化率の約７５％以上の弾性回復能を有することを特徴とする請求項２０に記載の製品。
25. 長さの変化率が元の長さの４％となった時点で、長さの変化率の約５０％以上の弾性回復能を有することを特徴とする請求項２０に記載の製品。
26. 医療用具であることを特徴とする請求項２０に記載の製品。
27. 前記医療用具は、ステント、カテーテル導入器具、ガイドワイヤ、歯列矯正用アーチワイヤ、組織に使用する整形外科用用具、または、眼鏡のフレームであることを特徴とする請求項２０に記載の製品。
    

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