JPH0565621A - チタンまたはチタン合金製整形外科用インプラントの製造方法および表面硬化方法 - Google Patents

チタンまたはチタン合金製整形外科用インプラントの製造方法および表面硬化方法

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JPH0565621A JP3266386A JP26638691A JPH0565621A JP H0565621 A JPH0565621 A JP H0565621A JP 3266386 A JP3266386 A JP 3266386A JP 26638691 A JP26638691 A JP 26638691A JP H0565621 A JPH0565621 A JP H0565621A
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Abstract

(57)【要約】 【目的】 本発明は、チタンまたはチタン合金製整形外
科用インプラントの製造方法および表面硬化方法に関
し、疲労強度および耐摩耗性の低下を極力少なくして表
面硬さおよび耐摩耗性を高めることができるチタンまた
はチタン合金製整形外科用インプラントの製造方法およ
び表面硬化方法を提供することを目的とする。 【構成】 整形外科用インプラントの形状を有するチタ
ンまたはチタン合金製基材を、分子状窒素ガス雰囲気中
で温度７５０°Ｆ（３９９℃）〜１３００°Ｆ（７０４
℃）で熱処理することにより、実質的に該基材中への窒
素の固溶による固溶硬化による表面硬化層を該基材の表
面に形成するように構成する。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、一般的にはチタンまた
はチタン合金製整形外科用インプラントに関し、詳しく
は、疲労強度および耐摩耗性の低下を極力少なくして表
面硬さおよび耐摩耗性を高めることができるチタンまた
はチタン合金製整形外科用インプラントの製造方法およ
び表面硬化方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】実用上の純チタンおよびチタン合金は、
その強度、耐食性、および生体適合性の点から整形外科
用途に用いられている。しかし、チタンおよびチタン合
金は摩擦学的挙動において摩擦係数が大きく耐摩耗性が
低いため、摩擦のある条件下では「かみつき」や「擦り
減り」を起こし易い。そのため、整形外科用途で高い耐
摩耗性を必要とする場合には、チタンまたはチタン合金
製インプラントの表面を硬化させておかなければならな
い。これまで、そのためのインプラント表面硬化は、イ
ンプラント表面に窒化物被覆を堆積（デポジット）させ
るか、チタンまたはチタン合金製基材（以下便宜上「チ
タン基材」と略称する）の表面に窒化チタン（ＴｉＮ）
の層を形成することによって行っていた。
【０００３】チタンまたはチタン合金製インプラント
（以下便宜上「チタン・インプラント」と略称する）の
表面にＴｉＮ層を形成する方法としては、ガス窒化法、
化学的ソルトバス窒化法、プラズマまたはイオン窒化
法、イオン注入法等、種々の窒化法が行われる。これら
窒化法のうち、ガス窒化法はチタンの硬化法として恐ら
く最も早くから行われていた方法であり、またコストお
よび簡便性の点で他の窒化法に勝るものとして現在に至
っている。例えば、ガス窒化法は一つの処理炉内で多数
の部材を同時に効率的にバッチ処理できる。これに対し
てプラズマ窒化法やイオン注入法は、被処理物に正確に
照準を定めて照射する必要があるため、同時に処理でき
る部材数が限定される。
【０００４】旧来からチタンおよびチタン合金のガス窒
化は７００℃〜１２００℃（１２９２°Ｆ〜２１９２°
Ｆ）の高温で行われてきた。米国特許第４，７６８，７
５７号は開示チタン製歯科模型の表面を窒化する方法を
開示しており、その中で、窒化処理温度は一般的に７０
０℃〜８８０℃の範囲であるが、これは一般的に窒化が
進行し始めるのが７００℃付近であり、チタンの熱歪み
もしくは相変態が起こるのが約８８２℃であることによ
る、と記載されている。現実的に全てのガス窒化法の特
徴は、スケール生成反応によってチタン表面に比較的厚
いＴｉＮ層が形成されることである。上記従来技術にも
教示されているように、整形外科用チタン・インプラン
トの表面硬化のための窒化処理においては、高温で得ら
れる明瞭で観測可能なＴｉＮ層が存在することが基本的
に必要であるとされていた。
【０００５】しかし、上記ガス窒化法を整形外科用チタ
ン・インプラントに適用した場合、インプラントの物理
的および機械的性質に幾つかの望ましくない変化が生ず
ることが判明した。高温のガス窒化でインプラントの表
面に形成したＴｉＮ層は脆くなり易い上に表面粗さも大
きいため、インプラントの疲労強度が低下する原因にな
る。更に、整形外科用チタン・インプラントが温度起因
の寸法変化を起こす可能性がある。
【０００６】整形外科用チタン・インプラントが疲労強
度低下および表面粗さ増加を起こす恐れがあることは、
関節運動する形で骨やポリマーと接触する負荷支持用の
プロテーゼ（人工装具）を用いる整形外科用途において
特に重大な関心事である。例えば、窒化処理したインプ
ラントが別の表面（特に骨およびポリマー）と慴動ある
いは関節運動する場合、表面粗さが大きいと摩耗かすが
生じ、これが研磨媒体として作用する。そこで、摩耗か
すの発生と、それによって整形外科インプラントの安定
性が損なわれることを低減するために、疲労強度および
耐摩耗性を実質的に損なうことなくチタン・インプラン
トの表面硬さを高めることが必要になる。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】本発明は、疲労強度お
よび耐摩耗性の低下を極力少なくして表面硬さおよび耐
摩耗性を高めることができるチタンまたはチタン合金製
整形外科用インプラントの製造方法および表面硬化方法
を提供することを目的とする。
【０００８】
【課題を解決するための手段】一般的に、本発明は、純
チタンまたはチタン合金製整形外科用インプラントの耐
摩耗性および疲労強度を確保しながら表面硬さを向上さ
せる表面硬化方法およびそれを用いた製造方法を提供す
る。一般的に、本発明の製造方法は、低温における窒素
ガスの熱的反応によりチタン・インプラント（チタンま
たはチタン合金製整形外科用インプラント）の表面硬さ
を向上させる。そして、疲労強度の低下は非常に少なく
て表面硬さおよび耐摩耗性が向上する。詳しくは、関節
運動する連結部の表面を含むチタン・インプラントの表
面粗さ増加および耐摩耗性劣化の原因になる観測可能な
表面ＴｉＮ層が形成されるのを、上記の低温処理により
防止する。
【０００９】本発明の表面硬化法の利点の一つは、チタ
ン・インプラントの機械的および物理的性質を変えるこ
となく、表面を硬化できることである。本発明の表面硬
化法のもう一つに利点は、疲労強度の低下を極力少なく
して耐摩耗性を著しく向上させることができるので、骨
またはポリマーと接触する荷重支持用のプロテーゼへの
適用に特に適していることである。本発明の表面硬化法
の更にもう一つの利点は、イオン照射の対象物に照準を
併せる必要があるプラズマ窒化法による従来の方法では
チタン・インプラントを個々に処理していたのに大し
て、バッチ処理できることである。更に本発明の表面硬
化法のもう一つの利点は、比較的低い処理温度を用いた
ことによって、ＴｉＮの形成およびそれに伴う表面粗さ
を実質的に解消したので、処理された表面の耐摩耗性が
向上することである。
【００１０】本発明はその一態様において、優れた表面
硬さおよび耐摩耗性を有する整形外科用インプラントの
製造方法を提供する。この方法は幾つかの必須工程を含
んでおり、その最初の工程では整形外科用インプラント
の形を有するチタン基材（チタンまたはチタン合金製基
材）あるいはその部材を作製する。次に表面硬化工程を
行う。詳しくは、チタン基材を分子状窒素ガス雰囲気中
で、７５０°Ｆ（３９９℃）〜１３００°Ｆ（７０４
℃）の温度に、実質的に該基材中への窒素の固溶による
固溶硬化による表面硬化層を該基材の表面に形成するの
に十分な時間保持することにより、上記チタン基材の表
面を硬化させる。
【００１１】本発明は別の一態様において、整形外科用
インプラントの形を有するチタン基材を作製する第１工
程を含む製造方法によって製造される優れた表面硬さお
よび耐摩耗性を有する整形外科用インプラントを提供す
る。次にこの基材を分子状窒素ガス雰囲気中で、７５０
°Ｆ（３９９℃）〜１３００°Ｆ（７０４℃）の範囲の
温度に、表面が粗くなって耐摩耗性が低下し始める時間
より短時間保持する。本発明の一態様においては、この
温度は約１１００°Ｆ（５９３℃）であり、保持時間は
約８時間である。
【００１２】
【実施例】図１に、チタンまたはチタン合金で作製され
本発明の表面硬化法により処理された整形外科用インプ
ラント１０の一例を示す。本明細書中で、チタンまたは
チタン合金とは、実用上の純チタン（ＣＰ−チタン：Co
mmercially Pure Titanium）またはチタン基合金を意味
する。強度、耐食性、および生体適合性の観点から整形
外科用途に用いられるチタン合金として、チタン、アル
ミニウム、バナジウムを主成分とするＴｉ−６Ａｌ−４
Ｖ（ＥＬＩ：Extra Low Interstitial）がある。本実施
例の整形外科用インプラント１０は、本願と同一出願人
の米国特許第４，８１３，９６３号に開示したタイプの
臀部用大腿部部材であり、その開示内容をここで参照し
た。一般的に大腿部部材１０は、末梢端（遠位端）１２
と、図１に仮想線で示したボール１８を支持するための
ネック１６を有する基部端（近位端）１４とを有する。
大腿部部材１０は、大腿骨（図示せず）の髄内管の中に
はまり、基部端１４が大腿骨髄内管から外方へ伸びてボ
ール１８によって寛骨球と共働するようになっている。
大腿部部材１０は、その末梢端１２には長手方向に伸び
た複数の溝２０が有り、長手方向中間部分にはその周囲
を取り巻いた多孔質表面２２がある。
【００１３】図２に、本発明の一実施例におけるチタン
・インプラントの表面硬化処理工程のフローチャートを
示す。一般的に、ブロック３０は、チタン・インプラン
トあるいはその部材、すなわちチタン基材、の少なくと
も一つを作製する第１工程を表す。既に説明したよう
に、本実施例のインプラントにはＴｉ−６Ａｌ−４Ｖ
（ＥＬＩ）合金が用いられている。次のブロック３２
は、残滓を全て除去する清浄化工程である。詳しくは、
初期の清浄化処理を行った後のインプラントは、手袋を
はめた手で取り扱う。そして次に、イソプロピルアルコ
ール中で３０分間の超音波洗浄を行い、その後フロンを
スプレーして乾燥させる。
【００１４】次のブロック３４は、インプラントを炉に
装入する工程である。本実施例においては、望ましい炉
として、Vacuum Furnace System (VFS) Corporation 社
（Souderton, Pensylvania) 製の真空炉を用いた。Ｔｉ
−６Ａｌ−４Ｖ（ＥＬＩ）合金製整形外科用インプラン
トの表面硬化に用いる炉は、圧力レベルが１×１０-6To
rr、リークレートが１時間当たり５ミクロン以下、処理
温度における温度均一性が真空中で±２５°Ｆ（±１４
℃）以内、窒素ガス雰囲気中で±５０°Ｆ（±２８℃）
であること推奨される。インプラントの炉内装入工程の
一部として、適当に洗浄し不活性化されたインプラント
を適当な保持具上に取り付けて装入体として準備する。
このインプラントには、チタンまたはチタン合金製骨内
方成長物を予め取り付けておいてもよい。装入体は炉内
の均熱帯からはみ出ないように配置する。一つの装入体
内の処理対象物の個数は、処理対象物の寸法と保持具の
形態によって決まる。所定量のチタン線材を等分して装
入体の内部および周りに配置し、ゲッターとして作用さ
せることもできる。装入体と一緒に炉内に入れてあって
もよいのは、Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ（ＥＬＩ）合金および
ＣＰ−チタンを汚染しない物のみである。そのようなも
のとしては、例えば、脱ガスした高純度グラファイト、
高純度アルミナ、モリブデン、タンタル、およびチタン
がある。
【００１５】装入体を炉室内に装入した後、次の工程と
して、炉室を１×１０-5 Torr まで減圧してから高純度
窒素ガスを導入して１気圧（０ psig)にする。これをブ
ロック３６で示す。ブロック３６の工程は少なくとも２
回行って不純物を極力除去することが望ましい。
【００１６】次に排気を行い炉室を１×１０-5 Torr ま
で減圧する。これをブロック３８で示す。本実施例で用
いる分子状窒素ガスの下限純度は、望ましくは９９．９
９８％であり、許容不純物限度は酸素１０ ppm、水分
（蒸気）４ ppmである。窒素ガス中には、これら許容不
純物の他に微量のアルゴンが含まれていてもよい。窒素
ガスの露点は−９０°Ｆとする。
【００１７】次に、図２のブロック４０で示す工程にお
いて、昇温速度２５°Ｆ／分（１４℃／分）で１０００
°Ｆ±５０°Ｆ（５３８℃±２８℃）まで炉を加熱す
る。次のブロック４２で示す工程は、上記温度に３０分
間保持する均熱化工程である。次のブロック４４で示す
工程において、１気圧より大きい圧力、例えば１気圧を
１ psi超える圧力まで炉内に窒素ガスを充填する。この
充填到達圧力は最低１ psig 、最高２ psig の範囲内と
することが望ましい。但し、処理圧力がこの範囲を超え
て変化しても、本発明の技術思想から逸脱するものでは
ない。次に、図２のブロック４６で示す工程において、
２０°Ｆ／分（１１℃／分）で処理温度１０５０°Ｆ±
５０°Ｆ（５６６℃±２８℃）まで炉を昇温する。この
処理温度として１１００°Ｆ（５９３℃）を用いること
もできる。次のブロック４８で示す工程において、上記
処理温度で３０分間保持する均熱化を行う。
【００１８】次のブロック５０で示す工程において、所
定処理時間および所定処理温度でインプラントの処理を
行う。すなわち、表面硬化処理として、上記処理温度で
８時間以上、１１００°Ｆ（５９３℃）では１５分間保
持する。なお、モニター用熱電対の全てが規定の処理温
度範囲内に入るまでは、表面硬化処理サイクルが開始し
たとは見なさない。
【００１９】表面硬化処理サイクルが完了したら、窒素
急冷によりまたは炉冷により、ブロック５２に示すよう
にインプラントを冷却する。読み値の最も高いモニター
用熱電対で見て、装入体の温度が２００°Ｆ±２５°Ｆ
（９３℃±１４℃）以下に安定するまでは、炉を開けな
い。次にブロック５４および５６で示す工程において、
炉を開けて装入体を取り出してから、最終的な不活性化
処理および仕上げ処理を行う。
【００２０】本実施例では特定の処理温度および処理時
間を用いたが、本発明によるチタンまたはチタン合金表
面硬化法は、７５０°Ｆ（３９９℃）〜１３００°Ｆ
（７０４℃）の範囲にある上記以外の処理温度と、本発
明固有の効果を生ずるのに十分な上記以外の処理時間と
を組み合わせて行ってよいことはもちろんである。図３
はこのことを図解するためのグラフであり、本発明の表
面硬化法により処理したチタン・インプラントの物理的
性質と、処理温度および処理時間と関係を示す。
【００２１】図３から、本発明の表面硬化法によると、
処理温度が７５０°Ｆ（３９９℃）〜１３００°Ｆ（７
０４℃）の範囲で高くなるほど、Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ合
金の表面硬さおよび耐摩耗性が高まることが分かる。一
方、この温度範囲を外れると、既に説明したように表面
にＴｉＮ層が観測可能な程度に形成して耐摩耗性を劣化
させる。疲労強度は処理温度の上昇に伴い徐々に低下
し、それと共に耐食性は徐々に向上する。処理時間につ
いてもこれと同様で、規定した範囲内のある処理温度で
の処理時間の変化に対して上記と同様な諸性質の変化が
起こる。
【００２２】処理状況を監視するため、同じ合金で同じ
前履歴のダミークーポンを装入体内の一物品として炉内
に装入しておき、処理結果の評価を行う。ダミークーポ
ンの一つは装入体のできるだけ中心近くに配置する。そ
の他のダミークーポンは、予め調べておいた最高温点お
よび最低温点に配置する。表面硬化処理サイクルが完了
したら、荷重２ｇのヌープ硬さ計によりダミークーポン
の微小硬さを測定する。本発明の表面硬化法によると、
チタンまたはチタン合金材料の表面硬さが未処理状態に
比べて著しく増加することが分かった。例えば、Ｔｉ−
６Ａｌ−４Ｖ（ＥＬＩ）合金の２ｇヌープ表面硬さは、
未処理状態では３００〜６００ KHNであるのに対し、本
発明に従って処理温度１０５０°Ｆ±５０°Ｆ（５６６
℃±２８℃）で処理時間８時間の表面硬化処理を行うと
約２０００KHNの表面硬さが得られた。
【００２３】電子スペクトル化学分析法（Electron Spe
ctroscopy for Chemical Analysis:ESCA)等によりダミ
ークーポンの窒素深さ分布解析を行い、窒素濃度および
酸素濃度の深さ分布を測定する。ピーク窒素濃度は１０
〜５０at％の範囲にあり、ピーク位置は表面下１００〜
１０００Åの深さである。本発明に従って表面硬化処理
したＴｉ−６Ａｌ−４Ｖ（ＥＬＩ）合金の疲労強度を曲
げ疲労試験または回転曲げ試験により測定し、ksi 単位
で表示した。その結果、本発明による低温での表面硬化
処理は疲労特性の劣化が非常に少ないことが分かった。
すなわち、複数の試験片について疲労強度の低下は１０
％未満であり、典型的には５％未満であった。
【００２４】本発明の方法により表面硬化したＴｉ−６
Ａｌ−４Ｖ（ＥＬＩ）合金の耐摩耗性を調べるために、
超高分子量ポリエチレン（ＵＨＭＷＰＥ）、骨、骨セメ
ントそれぞれのピンを用いたピン・オン・ディスク式摩
耗試験機により実際のインプラントの状態を模した試験
を行った。すべり摩耗およびアブレシブ摩耗のいずれに
ついても顕著な向上が認められた。一方、高温でガス窒
化を施した従来の方法では、表面粗さを増すＴｉＮの層
が生成して不規則な斑点が生ずることが分かった。その
結果、従来法では、骨またはポリマーの滑らかな表面と
関節接触したときに、粗い表面からＴｉＮのスケールが
剥離して研磨媒体として作用する。本発明に従って表面
硬化処理したチタンまたはチタン合金製インプラント
は、耐食性についての不利は全くない。事実、表面硬化
処理したチタンまたはチタン合金は、未処理のものより
も良好な耐食性を発揮した。
【００２５】上記本発明の方法により得られた硬化表面
の性質を解析するために、研磨後に処理を施したＴｉ−
６Ａｌ−４Ｖ（ＥＬＩ）合金試料を２次イオン質量スペ
クトル分析（SIMS: Secondary Ion Mass Spectroscop
y)、イオン・スキャッタリング・スペクトル分析（Ion
Scattering Spectroscopy)、Ｘ線回折、および電子スペ
クトル化学分析（ESCA: Electron Spectroscopy for Ch
emical Analysis)により、表面に存在する相の同定を行
った。例えばSIMS分析においては、Ａｒ４０+ を用い２
０００ｅｖで深さ約６００Åまでスパッタすることによ
って、試料表面からの深さに沿って化学組成が分析さ
れ、それにより種々のスペクトルを含めた深さ分布を作
成することができる。
【００２６】上記各分析の結果、本実施例の表面硬化処
理によると、深さ約０．０２０μｍ（２０００Å）まで
の非常に薄い表面硬化領域が形成されることが分かっ
た。この表面硬化領域は、種々の成分比の窒化チタンＴ
ｉx Ｎy （例えばＴｉ2 Ｎ、Ｔｉ2 Ｎ2 （化合物ＴｉＮ
に対応）、Ｔｉ2 ＮＯ、Ｔｉ2 ＮＣ、等）を含んでいる
と考えられる。また、種々の成分比のＴｉx Ｏy （例え
ばＴｉＯ2 、Ｔｉ2 Ｏ、Ｔｉ2 Ｏ3 、ＴｉＯ、Ｔｉ2 Ｏ
2 、等）も含んでいると考えられる。この表面硬化領域
はまた、Ｔｉx Ｏy の形の炭化物（例えばＴｉＣ、Ｔｉ
2 Ｃ、Ｔｉ2 ＣＯ、等）をも含んでいると考えられる。
【００２７】表面硬化領域の下には、チタン合金の固溶
硬化により硬化した拡散硬化領域がある。この場合の固
溶硬化元素は窒素、酸素、および炭素である。この領域
はインプラント表面から数μｍの深さにまで及んでい
る。ＳＩＭＳ分析およびＩＳＳ分析の結果のよると、表
面硬化領域および拡散硬化領域が一緒になって望ましい
硬化表面を構成している。詳しくは、処理済チタン・イ
ンプラントの表面で起きた金属学的変化として、窒化チ
タン（Ｔｉ2 Ｎ）、酸化チタン、炭化チタンの生成およ
びチタン中への窒素の固溶があり、これら全てが一緒に
なって望ましい表面硬化の作用効果を生じている。
【００２８】本発明の表面硬化法は、特に骨またはポリ
マーに関節接触する荷重支持用プロテーゼ（例えば臀
部、膝、くるぶし、肘、肩、手首、手の指、足指関節）
を含む整形外科用途に適用できるが、チタンまたはチタ
ン合金製の骨折固定用器具の処理全てに適用できる。以
上本発明を望ましい一実施例について説明したが、本発
明はこれに限定されるものではなく、本発明の技術思想
を逸脱せずに種々の代替または変化を行うことができる
ことは勿論である。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の表面硬化法を適用し得るタイプのチタ
ンまたはチタン合金製整形外科用インプラントの一例と
して臀部プロテーゼ用の大腿部部材を示す側面図であ
る。
【図２】本発明の方法に従った一実施態様において行う
工程を示すフローチャートである。
【図３】本発明の表面硬化法を施したチタンまたはチタ
ン合金製整形外科用インプラントの物理的性質と、処理
温度および処理時間との関係を示すグラフである。
【符号の説明】
１０…整形外科用大腿部インプラント １２…インプラント１０の末梢端（遠位端） １４…基部端（近位端）１４ １６…ネック１６ １８…ボール ２０…長手方向に伸びた複数の溝 ２２…多孔質表面
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ウオルター エイチ．オツタースバーグ アメリカ合衆国，インデイアナ 46580， ワルソー，クレセント ドライブ 1823 (72)発明者 ジヤツク イー．パー アメリカ合衆国，インデイアナ 46555， ノース ウエブスター，ボツクス 133ビ ー，アール．アール．２ (72)発明者 ロイ デイー．クラウニンシールド アメリカ合衆国，インデイアナ 46580， ワルソ ー，サウス カントリー クラブ ロード 2165

Claims (18)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 整形外科用インプラントの形状を有する
    チタンまたはチタン合金製基材を作製する工程、 上記基材を分子状窒素ガス雰囲気中で温度７５０°Ｆ
    （３９９℃）〜１３００°Ｆ（７０４℃）で熱処理する
    ことにより、実質的に該基材中への窒素の固溶による固
    溶硬化による表面硬化層を該基材の表面に形成する工程
    を含んで成る、表面硬さおよび耐摩耗性の優れたチタン
    またはチタン合金製整形外科用インプラントの製造方
    法。
  2. 【請求項２】 前記整形外科用インプラントが荷重支持
    用として用いられる請求項１記載の方法。
  3. 【請求項３】 前記整形外科用インプラントが関節運動
    する形で骨と接触して用いられる請求項１記載の方法。
  4. 【請求項４】 前記整形外科用インプラントが関節運動
    する形でポリマーと接触して用いられる請求項１記載の
    方法。
  5. 【請求項５】 前記ポリマーが超高分子量ポリエチレン
    （ＵＨＭＷＰＥ）である請求項４記載の方法。
  6. 【請求項６】 前記表面硬化層が、前記チタンまたはチ
    タン合金製基材の表面下０．００１〜０．０１０μｍ
    （１００〜１０００Å）の深さに、１０〜５０at％のピ
    ーク窒素濃度を有する請求項１記載の方法。
  7. 【請求項７】 前記表面硬化層が、深さ約０．０２０μ
    ｍ（２０００Å）までの厚さの表面硬化領域と、その下
    にある拡散硬化領域とを有し、該表面硬化領域は窒化チ
    タン（Ｔｉx Ｎy ）、酸化チタン（Ｔｉx Ｏy ）、およ
    び炭化チタン（Ｔｉx Ｃy ）を含んで成り且つ該拡散硬
    化領域はチタンまたはチタン合金製基材中に窒素、酸
    素、および炭素が固溶した固溶体である請求項１記載の
    方法。
  8. 【請求項８】 整形外科用インプラントの形状を有する
    チタンまたはチタン合金製基材を作製する工程、および
    上記基材を分子状窒素ガス雰囲気中で、該基材の表面に
    観測可能な窒化チタン（ＴｉＮ）の生成させることなく
    該基材中に窒素を固溶させるのに十分な温度に十分な時
    間保持することにより、該基材の耐摩耗性を損なうよう
    な表面粗さの増加を生ぜずに該基材の表面硬さおよび耐
    摩耗性を高める工程を含んで成る、表面硬さおよび耐摩
    耗性の優れたチタンまたはチタン合金製整形外科用イン
    プラントの製造方法。
  9. 【請求項９】 前記基材が実用上の純チタンを含んで成
    る請求項８記載の方法。
  10. 【請求項１０】 前記基材がチタン合金を含んで成る請
    求項８記載の方法。
  11. 【請求項１１】 前記チタン合金がＴｉ−６Ａｌ−４Ｖ
    （ＥＬＩ）である請求項１０記載の方法。
  12. 【請求項１２】 前記温度が７５０°Ｆ（３９９℃）〜
    １３００°Ｆ（７０４℃）の範囲内にある請求項８記載
    の方法。
  13. 【請求項１３】 前記温度が約１１００°Ｆ（５９３
    ℃）である請求項１２記載の方法。
  14. 【請求項１４】 前記時間が約８時間である請求項８記
    載の方法。
  15. 【請求項１５】 前記温度が約１１００°Ｆ（５９３
    ℃）であり、前記時間が約８時間である請求項８記載の
    方法。
  16. 【請求項１６】 前記分子状窒素ガスの雰囲気の圧力が
    １〜２psigである請求項８記載の方法。
  17. 【請求項１７】 整形外科用インプラントの形状を有す
    るチタンまたはチタン合金製基材を作製する工程、およ
    び上記基材を分子状窒素ガス雰囲気中で、該基材の表面
    に観測可能な窒化チタン（ＴｉＮ）の生成させることな
    く且つ該基材の表面粗さの増加とそれによる耐摩耗性の
    劣化を生ぜずに該基材中への窒素の固溶により該基材の
    表面硬さおよび耐摩耗性を高めるのに十分な温度に十分
    な時間保持する工程を含んで成る、チタンまたはチタン
    合金で作製された整形外科用インプラントの表面硬さお
    よび耐摩耗性を高める方法。
  18. 【請求項１８】 前記窒素ガス雰囲気中での保持温度が
    ７５０°Ｆ〜１３００°Ｆの範囲にある請求項１７記載
    の方法。
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