JPH08131535A - 生体インプラント材及びその製造方法 - Google Patents
生体インプラント材及びその製造方法Info
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- JPH08131535A JPH08131535A JP6299008A JP29900894A JPH08131535A JP H08131535 A JPH08131535 A JP H08131535A JP 6299008 A JP6299008 A JP 6299008A JP 29900894 A JP29900894 A JP 29900894A JP H08131535 A JPH08131535 A JP H08131535A
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- Japan
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- powder
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 チタン金属やチタン合金といったチタンを主
成分とする金属体の表面に、骨との接着性に優れ、しか
も金属体から剥離し難く、且つ、破壊され難い被覆層が
形成されてなる生体インプラント材とその製造方法を提
供する。 【構成】 チタンを主成分とする金属体の表面にチタン
を主成分とする金属と生体活性物質とからなる被覆層が
形成されてなり、該被覆層は、三次元的に連続したチタ
ンを主成分とする金属からなる骨格構造を有するととも
に骨格構造内に生体活性物質が固定されてなることを特
徴とする。このようなインプラント材は、チタンを主成
分とする金属体の表面に、チタンを主成分とする金属粉
末と生体活性物質粉末との混合粉末を溶射することによ
って製造される。
成分とする金属体の表面に、骨との接着性に優れ、しか
も金属体から剥離し難く、且つ、破壊され難い被覆層が
形成されてなる生体インプラント材とその製造方法を提
供する。 【構成】 チタンを主成分とする金属体の表面にチタン
を主成分とする金属と生体活性物質とからなる被覆層が
形成されてなり、該被覆層は、三次元的に連続したチタ
ンを主成分とする金属からなる骨格構造を有するととも
に骨格構造内に生体活性物質が固定されてなることを特
徴とする。このようなインプラント材は、チタンを主成
分とする金属体の表面に、チタンを主成分とする金属粉
末と生体活性物質粉末との混合粉末を溶射することによ
って製造される。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、人工骨、人工股関節、
人工歯根等の生体代替材料として有用な生体インプラン
ト材とその製造方法に関するものである。
人工歯根等の生体代替材料として有用な生体インプラン
ト材とその製造方法に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】従来より骨欠損部等を修復するための生
体インプラント材として、チタン金属やチタン合金から
なるものが知られている。このようなインプラント材
は、生体親和性があり、しかも高い機械的強度を有して
いるため、大腿骨、股関節等の大きな荷重のかかる部位
に使用されている。
体インプラント材として、チタン金属やチタン合金から
なるものが知られている。このようなインプラント材
は、生体親和性があり、しかも高い機械的強度を有して
いるため、大腿骨、股関節等の大きな荷重のかかる部位
に使用されている。
【０００３】しかしながら上記したインプラント材は、
骨を伝導する力が弱いため、骨がインプラント材の表面
に到達してから接着するのに時間がかかる。このため長
期間患者がベットから離れることができず、患者の肉体
的、精神的負担が大きいという問題を有している。
骨を伝導する力が弱いため、骨がインプラント材の表面
に到達してから接着するのに時間がかかる。このため長
期間患者がベットから離れることができず、患者の肉体
的、精神的負担が大きいという問題を有している。
【０００４】また生体内で周囲の骨組織と反応し、骨と
の間に化学結合を形成する特性を有するものとして生体
活性物質、例えば水酸化アパタイトやＣａＯ−ＳｉＯ2
系ガラス等からなるインプラント材が知られているが、
これらの材料は、機械的強度が低いという欠点を有して
いる。
の間に化学結合を形成する特性を有するものとして生体
活性物質、例えば水酸化アパタイトやＣａＯ−ＳｉＯ2
系ガラス等からなるインプラント材が知られているが、
これらの材料は、機械的強度が低いという欠点を有して
いる。
【０００５】そこでチタン金属やチタン合金からなる金
属体の表面に、これらの生体活性物質を溶射によって被
覆したインプラント材が提案されている。
属体の表面に、これらの生体活性物質を溶射によって被
覆したインプラント材が提案されている。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】ところで上記したイン
プラント材は、機械的強度が高く、生体親和性に優れ、
しかも骨との接着性も良好であるが、被覆層の結合力が
低く剥離しやすい。しかも被覆層自体の強度も不十分で
あるため、破壊され易いという欠点がある。
プラント材は、機械的強度が高く、生体親和性に優れ、
しかも骨との接着性も良好であるが、被覆層の結合力が
低く剥離しやすい。しかも被覆層自体の強度も不十分で
あるため、破壊され易いという欠点がある。
【０００７】本発明の目的は、チタン金属やチタン合金
といったチタンを主成分とする金属体の表面に、骨との
接着性に優れ、しかも金属体から剥離し難く、且つ、破
壊され難い被覆層が形成されてなる生体インプラント材
とその製造方法を提供することである。
といったチタンを主成分とする金属体の表面に、骨との
接着性に優れ、しかも金属体から剥離し難く、且つ、破
壊され難い被覆層が形成されてなる生体インプラント材
とその製造方法を提供することである。
【０００８】
【課題を解決するための手段】本発明者等は種々の検討
を行った結果、チタンを主成分とする金属粉末と生体活
性物質との混合粉末を溶射材料として用いることによ
り、上記目的が達成できることを見いだし、本発明とし
て提案するものである。
を行った結果、チタンを主成分とする金属粉末と生体活
性物質との混合粉末を溶射材料として用いることによ
り、上記目的が達成できることを見いだし、本発明とし
て提案するものである。
【０００９】即ち、本発明の生体インプラント材は、チ
タンを主成分とする金属体の表面にチタンを主成分とす
る金属と生体活性物質とからなる被覆層が形成されてな
り、該被覆層は、三次元的に連続したチタンを主成分と
する金属からなる骨格構造を有するとともに骨格構造内
に生体活性物質が固定されてなることを特徴とする。
タンを主成分とする金属体の表面にチタンを主成分とす
る金属と生体活性物質とからなる被覆層が形成されてな
り、該被覆層は、三次元的に連続したチタンを主成分と
する金属からなる骨格構造を有するとともに骨格構造内
に生体活性物質が固定されてなることを特徴とする。
【００１０】また本発明の生体インプラント材の製造方
法は、チタンを主成分とする金属体の表面に、チタンを
主成分とする金属粉末と生体活性物質粉末との混合粉末
を溶射することによって、三次元的に連続したチタンを
主成分とする金属からなる骨格構造を有するとともに骨
格構造内に生体活性物質が固定された被覆層を形成する
ことを特徴とする。
法は、チタンを主成分とする金属体の表面に、チタンを
主成分とする金属粉末と生体活性物質粉末との混合粉末
を溶射することによって、三次元的に連続したチタンを
主成分とする金属からなる骨格構造を有するとともに骨
格構造内に生体活性物質が固定された被覆層を形成する
ことを特徴とする。
【００１１】
【作用】本発明の生体インプラント材は、被覆層の骨格
を構成する材料が金属体と同種の金属からなるために金
属体との冶金的結合によって両者が強固に結合してい
る。また三次元的に連続した金属からなる骨格構造を有
しているため、層自体の強度が高い。また骨格構造内に
生体活性物質が固定されているために骨との接着性に優
れたものである。
を構成する材料が金属体と同種の金属からなるために金
属体との冶金的結合によって両者が強固に結合してい
る。また三次元的に連続した金属からなる骨格構造を有
しているため、層自体の強度が高い。また骨格構造内に
生体活性物質が固定されているために骨との接着性に優
れたものである。
【００１２】本発明の生体インプラント材において金属
体に使用するチタンを主成分とする金属とは、チタン金
属及びチタン合金を意味する。チタン合金としては、Ｔ
ｉを主成分としてＡｌ、Ｓｎ、Ｚｒ、Ｍｏ、Ｎｉ、Ｐ
ｄ、Ｔａ、Ｎｂ、Ｖ、Ｐｔ等を添加した合金を使用する
ことができ、なかでもＴｉ−６Ａｌ−４Ｖ合金を使用す
ることが好ましい。
体に使用するチタンを主成分とする金属とは、チタン金
属及びチタン合金を意味する。チタン合金としては、Ｔ
ｉを主成分としてＡｌ、Ｓｎ、Ｚｒ、Ｍｏ、Ｎｉ、Ｐ
ｄ、Ｔａ、Ｎｂ、Ｖ、Ｐｔ等を添加した合金を使用する
ことができ、なかでもＴｉ−６Ａｌ−４Ｖ合金を使用す
ることが好ましい。
【００１３】本発明において、被覆層の骨格を形成する
チタンを主成分とする金属とは、上記金属体と同様の材
料若しくは水素化チタンを意味する。
チタンを主成分とする金属とは、上記金属体と同様の材
料若しくは水素化チタンを意味する。
【００１４】また骨格構造内に固定される生体活性物質
としては、アパタイト、三燐酸カルシウム（ＴＣＰ）等
に代表される燐酸カルシウム化合物や、ＭｇＯ−ＣａＯ
−ＳｉＯ2 −Ｐ2 Ｏ5 系やＮａ2 Ｏ−ＣａＯ−ＳｉＯ2
−Ｐ2 Ｏ5 系に代表される生体活性ガラス又は結晶化ガ
ラスの粉末が使用できる。なお生体活性ガラス又は結晶
化ガラスにおいては、特にＳｉＯ2 の含有量が２０〜６
０重量％、ＣａＯの含有量が２０〜５０重量％であるも
のを使用することが望ましい。
としては、アパタイト、三燐酸カルシウム（ＴＣＰ）等
に代表される燐酸カルシウム化合物や、ＭｇＯ−ＣａＯ
−ＳｉＯ2 −Ｐ2 Ｏ5 系やＮａ2 Ｏ−ＣａＯ−ＳｉＯ2
−Ｐ2 Ｏ5 系に代表される生体活性ガラス又は結晶化ガ
ラスの粉末が使用できる。なお生体活性ガラス又は結晶
化ガラスにおいては、特にＳｉＯ2 の含有量が２０〜６
０重量％、ＣａＯの含有量が２０〜５０重量％であるも
のを使用することが望ましい。
【００１５】なお被覆層中のチタンを主成分とする金属
と生体活性物質の割合は、生体活性と強度のバランスを
考慮すると金属５０〜９０体積％、生体活性物質５０〜
１０体積％の範囲が好ましい。この理由は、金属が５０
体積％より少ないと三次元的に連続した骨格構造を形成
することが困難となって金属体との結合力及び被覆層自
体の強度が低下し、一方９０体積％より多いと骨との接
着性が低下するためである。また被覆層の厚みは１〜２
５０μｍであることが好ましい。これは被覆層が１μｍ
より薄いと骨との接着性を改善する効果が低く、２５０
μｍより厚くなる残留応力が大きくなって層が剥離し易
くなることによる。
と生体活性物質の割合は、生体活性と強度のバランスを
考慮すると金属５０〜９０体積％、生体活性物質５０〜
１０体積％の範囲が好ましい。この理由は、金属が５０
体積％より少ないと三次元的に連続した骨格構造を形成
することが困難となって金属体との結合力及び被覆層自
体の強度が低下し、一方９０体積％より多いと骨との接
着性が低下するためである。また被覆層の厚みは１〜２
５０μｍであることが好ましい。これは被覆層が１μｍ
より薄いと骨との接着性を改善する効果が低く、２５０
μｍより厚くなる残留応力が大きくなって層が剥離し易
くなることによる。
【００１６】次に本発明の生体インプラント材の製造方
法について説明する。
法について説明する。
【００１７】まずチタンを主成分とする金属体を用意す
る。
る。
【００１８】またチタンを主成分とする金属粉末と、生
体活性物質粉末との混合粉末を用意する。ここで両者の
割合は、金属粉末が５０〜９０体積％、生体活性物質粉
末が５０〜１０体積％であることが好ましい。またこれ
ら粉末の平均粒径は、溶射の際に瞬時に溶融するように
０．５〜１００μｍ程度が好ましいが、被覆層をポーラ
スにする場合は、これ以上の平均粒径をもつものを使用
してもよい。
体活性物質粉末との混合粉末を用意する。ここで両者の
割合は、金属粉末が５０〜９０体積％、生体活性物質粉
末が５０〜１０体積％であることが好ましい。またこれ
ら粉末の平均粒径は、溶射の際に瞬時に溶融するように
０．５〜１００μｍ程度が好ましいが、被覆層をポーラ
スにする場合は、これ以上の平均粒径をもつものを使用
してもよい。
【００１９】次いで金属体の表面に混合粉末を溶射する
ことにより、金属体上に金属粉末が溶着するとともに金
属粉末同士が溶着して三次元的に結合し、連続した骨格
構造を形成する。また金属粉末と同時に溶射された生体
活性物質粉末が骨格構造内に取り込まれる。なおチタン
系の金属は非常に酸化され易いため、溶射はＡｒガス等
の不活性ガスによって置換された減圧雰囲気中で行うこ
とが必要である。溶射の方法は特に制限されるものでは
なく、例えばプラズマ溶射を用いることができる。プラ
ズマ溶射を用いた場合、材料とプラズマガンとの距離や
プラズマのエネルギーをコントロールすることによって
被覆層の緻密度を制御することが可能である。プラズマ
ガスについては、一般的にはＮ2 、Ｈ2 、Ａｒ、Ｈｅ等
の中から組み合わせて使用すれば良いが、Ｎ2 やＨ2 は
チタンと反応し易いため、Ａｒ−Ｈｅの組み合わせが望
ましい。
ことにより、金属体上に金属粉末が溶着するとともに金
属粉末同士が溶着して三次元的に結合し、連続した骨格
構造を形成する。また金属粉末と同時に溶射された生体
活性物質粉末が骨格構造内に取り込まれる。なおチタン
系の金属は非常に酸化され易いため、溶射はＡｒガス等
の不活性ガスによって置換された減圧雰囲気中で行うこ
とが必要である。溶射の方法は特に制限されるものでは
なく、例えばプラズマ溶射を用いることができる。プラ
ズマ溶射を用いた場合、材料とプラズマガンとの距離や
プラズマのエネルギーをコントロールすることによって
被覆層の緻密度を制御することが可能である。プラズマ
ガスについては、一般的にはＮ2 、Ｈ2 、Ａｒ、Ｈｅ等
の中から組み合わせて使用すれば良いが、Ｎ2 やＨ2 は
チタンと反応し易いため、Ａｒ−Ｈｅの組み合わせが望
ましい。
【００２０】このようにして金属体の表面に、三次元的
に連続したチタンを主成分とする金属からなる骨格構造
を有するとともに骨格構造内に生体活性物質が固定され
た被覆層を形成することができる。
に連続したチタンを主成分とする金属からなる骨格構造
を有するとともに骨格構造内に生体活性物質が固定され
た被覆層を形成することができる。
【００２１】なお、被覆層を形成した後、さらに熱処理
すると、金属体と被覆層の結合強度を向上させたり、チ
タン金属の溶出性を改善することが可能となる。このた
めの熱処理条件としては、真空若しくはアルゴン等の不
活性ガス雰囲気中、６００〜９５０℃で４時間以下が好
ましい。
すると、金属体と被覆層の結合強度を向上させたり、チ
タン金属の溶出性を改善することが可能となる。このた
めの熱処理条件としては、真空若しくはアルゴン等の不
活性ガス雰囲気中、６００〜９５０℃で４時間以下が好
ましい。
【００２２】
【実施例】以下、実施例に基づいて本発明の生体インプ
ラント材とその製造方法を詳細に説明する。
ラント材とその製造方法を詳細に説明する。
【００２３】表１は、本発明の実施例の試料（Ｎｏ．１
〜６）及び比較例の試料（Ｎｏ．７）を示すものであ
る。
〜６）及び比較例の試料（Ｎｏ．７）を示すものであ
る。
【００２４】
【表１】
【００２５】試料Ｎｏ．１〜６は次のようにして作製し
た。
た。
【００２６】まず金属体として、１０×１５×２t ｍｍ
の大きさのＴｉ−６Ａｌ−４Ｖ合金を用い、この金属体
の表面粗さが、Ｒmax で約１０μｍ程度となるようにサ
ンドブラストで荒らした。
の大きさのＴｉ−６Ａｌ−４Ｖ合金を用い、この金属体
の表面粗さが、Ｒmax で約１０μｍ程度となるようにサ
ンドブラストで荒らした。
【００２７】また被覆層を構成する粉末として、チタン
粉末、生体活性ガラス粉末およびアパタイト粉末を準備
した。生体活性ガラス粉末としては、表２に示す２種類
を準備した。なおこのチタン粉末は最大粒径４５μｍ、
平均粒径２５μｍであり、生体活性ガラス粉末は最大粒
径７５μｍ、平均粒径２０μｍであり、またアパタイト
粉末は最大粒径７５μｍ、平均粒径１５μｍのものを用
いた。
粉末、生体活性ガラス粉末およびアパタイト粉末を準備
した。生体活性ガラス粉末としては、表２に示す２種類
を準備した。なおこのチタン粉末は最大粒径４５μｍ、
平均粒径２５μｍであり、生体活性ガラス粉末は最大粒
径７５μｍ、平均粒径２０μｍであり、またアパタイト
粉末は最大粒径７５μｍ、平均粒径１５μｍのものを用
いた。
【００２８】
【表２】
【００２９】次いでチタン粉末、生体活性ガラス粉末お
よびアパタイト粉末を表１に示す割合で混合して混合粉
末を用意した。
よびアパタイト粉末を表１に示す割合で混合して混合粉
末を用意した。
【００３０】その後、この混合粉末を金属体の表面にプ
ラズマ溶射して、三次元的に連続したチタンの骨格構造
内に生体活性物質が固定された被覆層を有する試料を得
た。なおプラズマ溶射は、アルゴンで置換した減圧雰囲
気中で行った。また試料Ｎｏ．６については、さらに１
０-6Ｔｏｒｒの真空中、９５０℃で２分間熱処理を施し
た。なお得られた試料の被覆層は、何れも厚みが約５０
μｍ程度であった。
ラズマ溶射して、三次元的に連続したチタンの骨格構造
内に生体活性物質が固定された被覆層を有する試料を得
た。なおプラズマ溶射は、アルゴンで置換した減圧雰囲
気中で行った。また試料Ｎｏ．６については、さらに１
０-6Ｔｏｒｒの真空中、９５０℃で２分間熱処理を施し
た。なお得られた試料の被覆層は、何れも厚みが約５０
μｍ程度であった。
【００３１】また比較例である試料Ｎｏ．７は、溶射材
料として生体活性ガラス粉末のみを使用して実施例と同
様の条件でプラズマ溶射を行い、被覆層（厚み５０μ
ｍ）を形成したものである。
料として生体活性ガラス粉末のみを使用して実施例と同
様の条件でプラズマ溶射を行い、被覆層（厚み５０μ
ｍ）を形成したものである。
【００３２】次に作製した各試料について、被覆層の引
き剥がし強度、生体活性および骨との接着性を調べた。
き剥がし強度、生体活性および骨との接着性を調べた。
【００３３】その結果、実施例の各試料は、被覆層の引
き剥がし強度が１５０ｋｇｆ／ｃｍ2 以上と高く、生体
活性および骨との接着性も良好であった。これに対し、
比較例であるＮｏ．７の試料は、生体活性や骨との接着
性については良好であったものの、被覆層の引き剥がし
強度が６０ｋｇｆ／ｃｍ2 と劣っていた。
き剥がし強度が１５０ｋｇｆ／ｃｍ2 以上と高く、生体
活性および骨との接着性も良好であった。これに対し、
比較例であるＮｏ．７の試料は、生体活性や骨との接着
性については良好であったものの、被覆層の引き剥がし
強度が６０ｋｇｆ／ｃｍ2 と劣っていた。
【００３４】なお、引き剥がし強度は、図１に示すよう
に、試料１０の対向する面に位置する被覆層１１に、２
本の金属製の角棒１２を接着剤１３を用いて接着し、各
角棒１２を相反する方向に引っ張り、被覆層１１が剥離
した時の力を求めたものである。また生体活性は、人間
の体液のイオン濃度とほぼ同じように調製した疑似体液
を作り、この疑似体液の中に各試料を浸漬し、表面への
アパタイト結晶の生成の有無について調べたものであ
る。さらに骨との接着性は、各試料を家兎の脛骨に８週
間埋入した後、材料を骨ごと切り出して樹脂に包埋し、
断面方向に薄切したサンプルを組織学的に観察したもの
であり、材料表面に形成される骨組織の有無を評価する
ことによって行った。
に、試料１０の対向する面に位置する被覆層１１に、２
本の金属製の角棒１２を接着剤１３を用いて接着し、各
角棒１２を相反する方向に引っ張り、被覆層１１が剥離
した時の力を求めたものである。また生体活性は、人間
の体液のイオン濃度とほぼ同じように調製した疑似体液
を作り、この疑似体液の中に各試料を浸漬し、表面への
アパタイト結晶の生成の有無について調べたものであ
る。さらに骨との接着性は、各試料を家兎の脛骨に８週
間埋入した後、材料を骨ごと切り出して樹脂に包埋し、
断面方向に薄切したサンプルを組織学的に観察したもの
であり、材料表面に形成される骨組織の有無を評価する
ことによって行った。
【００３５】
【発明の効果】以上のように本発明の生体インプラント
材は、骨と短期間で接合するとともに被覆層の剥離や破
壊が起こり難いために術後初期の固定が良好であり、患
者がベットから早期に離れることができ、患者の肉体
的、精神的負担を軽減することが可能である。
材は、骨と短期間で接合するとともに被覆層の剥離や破
壊が起こり難いために術後初期の固定が良好であり、患
者がベットから早期に離れることができ、患者の肉体
的、精神的負担を軽減することが可能である。
【００３６】また本発明の方法によれば、上記したよう
なインプラント材を容易に製造することが可能である。
なインプラント材を容易に製造することが可能である。
【図１】被覆層の引き剥がし強度の測定方法を示す説明
図である。
図である。
１０ 試料
Claims (6)
- 【請求項１】 チタンを主成分とする金属体の表面にチ
タンを主成分とする金属と生体活性物質とからなる被覆
層が形成されてなり、該被覆層は、三次元的に連続した
チタンを主成分とする金属からなる骨格構造を有すると
ともに骨格構造内に生体活性物質が固定されてなること
を特徴とする生体インプラント材。 - 【請求項２】 被覆層は、チタンを主成分とする金属５
０〜９０体積％と生体活性物質５０〜１０体積％からな
ることを特徴とする請求項１の生体インプラント材。 - 【請求項３】 生体活性物質は、ＳｉＯ2 ２０〜６０重
量％、ＣａＯ ２０〜５０重量％の組成を有するガラス
又は結晶化ガラスであることを特徴とする請求項１又は
２の生体インプラント材。 - 【請求項４】 チタンを主成分とする金属体の表面に、
チタンを主成分とする金属粉末と生体活性物質粉末との
混合粉末を溶射することによって、三次元的に連続した
チタンを主成分とする金属からなる骨格構造を有すると
ともに骨格構造内に生体活性物質が固定された被覆層を
形成することを特徴とする生体インプラント材の製造方
法。 - 【請求項５】 チタンを主成分とする金属粉末と生体活
性物質粉末との混合割合は、チタンを主成分とする金属
粉末５０〜９０体積％と生体活性物質粉末５０〜１０体
積％であることを特徴とする請求項４の生体インプラン
ト材の製造方法。 - 【請求項６】 生体活性物質粉末として、ＳｉＯ2 ２０
〜６０重量％、ＣａＯ ２０〜５０重量％の組成を有す
るガラス又は結晶化ガラスを使用することを特徴とする
請求項４又は５の生体インプラント材の製造方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6299008A JPH08131535A (ja) | 1994-11-07 | 1994-11-07 | 生体インプラント材及びその製造方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6299008A JPH08131535A (ja) | 1994-11-07 | 1994-11-07 | 生体インプラント材及びその製造方法 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08131535A true JPH08131535A (ja) | 1996-05-28 |
Family
ID=17867043
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP6299008A Pending JPH08131535A (ja) | 1994-11-07 | 1994-11-07 | 生体インプラント材及びその製造方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH08131535A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR20200021265A (ko) * | 2018-08-20 | 2020-02-28 | 한국생산기술연구원 | 인체 삽입용 금속 부품의 표면개질 방법 |
-
1994
- 1994-11-07 JP JP6299008A patent/JPH08131535A/ja active Pending
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR20200021265A (ko) * | 2018-08-20 | 2020-02-28 | 한국생산기술연구원 | 인체 삽입용 금속 부품의 표면개질 방법 |
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