JPWO2019035324A1

JPWO2019035324A1 - 生体用合金及び医療用品

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Publication number: JPWO2019035324A1
Application number: JP2019536714A
Authority: JP
Inventors: 塙　隆夫; 隆夫塙; 祐介堤; 充隆笹倉
Original assignee: TOKUSEN CO.,LTD; Tokyo Medical and Dental University NUC
Current assignee: TOKUSEN CO.,LTD; Tokyo Medical and Dental University NUC
Priority date: 2017-08-18
Filing date: 2018-07-24
Publication date: 2020-10-08
Anticipated expiration: 2038-07-24
Also published as: JP6950899B2; US20200157660A1; US11692244B2; WO2019035324A1

Abstract

生体用合金は、主成分としてのＺｒと、０．１質量％以上２５質量％以下のＮｂと、０．１質量％以上２５質量％以下のＭｏと、０．１質量％以上２５質量％以下のＴａとを含有する。この合金の引張強さは、１０００ＭＰａ以上である。この合金におけるＮｂ、Ｍｏ及びＴａの合計含有率は、２質量％以上５０質量％以下である。この合金の質量磁化率は、１．５０×１０−６ｃｍ３／ｇ以下である。この合金のヤング率は、１００ＧＰａ以下である。この合金から、種々の生体埋設物及び医療機器が製造されうる。この合金は、素材に塑性加工を施す工程、及びこの素材に熱処理を施す工程を有する製造方法によって得られうる。

Description

本発明は、生体埋設物、医療機器等の医療用品と、これらの医療用品に適した合金とに関する。

頭蓋骨、頬骨、顎骨等が部分的に欠損した患者に対し、人工骨による治療が行われている。人工骨は生体に埋め込まれ、欠損部を補填する。歯を喪失した患者に対し、人工歯根による治療が行われている。人工歯根は、顎の骨に埋め込まれる。人工骨及び人工歯根は、インプラントと称されている。インプラント以外にも、脳動脈クリップ、心臓人工弁、血管内ステント、骨折した骨の固定板等が、生体に埋め込まれる。

これらの生体埋設物を体内に有する患者に対して磁気共鳴画像診断装置（ＭＲＩ）による画像診断がなされたとき、画像における生体埋設物の周辺にアーチファクトと呼ばれる偽像が生じることがある。アーチファクトは、画像診断の精度を損なう。

ＭＲＩによる診断のとき、種々の医療機器が用いられる。この医療機器が原因で、画像にアーチファクトが生じることがある。このアーチファクトも、画像診断の精度を損なう。

アーチファクトは、ＭＲＩによる診断時の強磁場が原因で発生する。生体埋設物、医療機器等の医療用品に、磁化率の低い材料が使用されれば、アーチファクトは抑制されうる。特開２０１０−７５４１３公報には、Ｚｒと、Ｚｒ以外の主遷移金属とを含む生体用合金が開示されている。具体的には、この公報には、３質量％以上１２質量％以下のＮｂを含み、残部がＺｒである合金が開示されている。この合金の磁化率は低いので、この合金はアーチファクトを抑制しうる。

特開２０１０−７５４１３公報

特開２０１０−７５４１３公報に開示された合金の機械的特性は、十分ではない。本発明の目的は、磁化率が低くかつ機械的特性に優れた生体用合金の提供と、この合金が用いられた医療用品の提供とにある。

本発明に係る生体用合金は、主成分としてのＺｒと、０．１質量％以上２５質量％以下のＮｂと、０．１質量％以上２５質量％以下のＭｏと、０．１質量％以上２５質量％以下のＴａとを含有する。この合金の引張強さは、１０００ＭＰａ以上である。

好ましくは、この合金におけるＮｂ、Ｍｏ及びＴａの合計含有率は、２質量％以上５０質量％以下である。

好ましくは、この合金におけるＭｏの含有率ＰＭｏ（質量％）とＴａの含有率ＰＴａ（質量％）との比（ＰＭｏ／ＰＴａ）は、１／２０以上１／３以下である。

好ましくは、この合金の０．２％耐力は、９００ＭＰａ以上である。好ましくは、この合金の質量磁化率は、１．５０×１０^−６ｃｍ^３／ｇ以下である。

他の観点によれば、本発明に係る医療用品は、主成分としてのＺｒと、０．１質量％以上２５質量％以下のＮｂと、０．１質量％以上２５質量％以下のＭｏと、０．１質量％以上２５質量％以下のＴａとを含有しており、かつ引張強さが１０００ＭＰａ以上である合金が、その材質である。

さらに他の観点によれば、本発明に係る合金の製造方法は、
主成分としてのＺｒと、０．１質量％以上２５質量％以下のＮｂと、０．１質量％以上２５質量％以下のＭｏと、０．１質量％以上２５質量％以下のＴａとを含有する素材を、準備する工程、
及び
この素材に塑性加工を施す工程
を含む。

好ましくは、この塑性加工は、スエージングである。好ましくは、このスエージングによる減面率は、９０％以上である。

好ましくは、この製造方法は、素材に塑性加工を施す工程の後に、この素材に熱処理を施す工程をさらに含む。好ましい熱処理は、加熱による時効と、この時効後の急冷である。

本発明に係る生体用合金の磁化率は、低い。この合金により、アーチファクトが生じにくい医療用品が得られうる。さらにこの合金により、機械的特性に優れた医療用品が得られうる。

図１は、Ｚｒ系合金の組成がｄ電子合金設計理論によって検討された結果が示されたグラフである。図２は、引張試験に供される試験片が示された正面図である。図３は、ビッカース硬さの測定のためのインゴットが示された正面図である。図４は、本発明の一実施形態に係る生体用合金製造方法が示されたフローチャートである。図５は、ＸＲＤの結果が示されたグラフである。

以下、適宜図面が参照されつつ、好ましい実施形態に基づいて本発明が詳細に説明される。

本発明に係る医療用品の材質は、生体用合金である。この生体用合金は、Ｚｒ、Ｎｂ、Ｍｏ及びＴａを含有する。好ましくは、この合金の残部は、不可避的不純物である。

本発明者らは、ｄ電子合金設計理論を用い、Ｚｒ系合金の組成の検討を行った。ｄ電子合金設計理論は、合金元素の特徴を示すパラメータが求められ、これが用いられて合金組成が検討される方法である。この理論により、目的とされる機械的特性を有する合金組成が決定されうる。

図１は、Ｚｒ系合金の組成がｄ電子合金設計理論によって検討された結果が示されたグラフである。このグラフにおいて、矢印の方向は相の決定に寄与し、矢印の長さは相の安定性に寄与する。このグラフから、Ｎｂ、Ｍｏ及びＴａがＺｒ合金のβ相形成に寄与することが分かる。

Ｚｒは、本発明に係る生体用合金の主成分である。Ｚｒは、この合金に含まれる元素の中で、最も含有率が高い。Ｚｒの細胞毒性は、低い。しかも、Ｚｒは耐食性に優れるので、この合金が用いられた医療用品は生体内での耐久性に優れる。この合金におけるＺｒの含有率は４０質量％以上が好ましく、５０質量％以上が特に好ましい。

Ｎｂは、β相形成元素である。Ｎｂは、合金の磁化率の低下に寄与する。この合金は、ＭＲＩによる診断におけるアーチファクトを抑制しうる。Ｎｂは、Ｚｒと全率固溶体を形成しうる。従ってＮｂは、合金において均一に分布しうる。この合金は、機械的特性に優れる。さらに、Ｎｂの細胞毒性は低い。

合金におけるＮｂの含有率は、０．１質量％以上２５質量％以下が好ましい。この含有率が０．１質量％以上である合金は、アーチファクトを抑制しうる。さらに、この含有率が０．１質量％以上である合金は、医療用品の機械的特性に寄与しうる。これらの観点から、この含有率は０．５質量％以上がより好ましく、１２質量％以上が特に好ましい。この含有率が２５％以下である合金は、アーチファクトを抑制しうる。この観点から、この含有率は２０質量％以下がより好ましく、１６質量％以下が特に好ましい。

Ｍｏは、β相形成元素である。Ｍｏは、合金の磁化率の低下に寄与する。この合金は、ＭＲＩによる診断におけるアーチファクトを抑制しうる。Ｍｏは、合金の機械的特性に寄与する。さらに、Ｍｏの細胞毒性は低い。

合金におけるＭｏの含有率は、０．１質量％以上２５質量％以下が好ましい。この含有率が０．１質量％以上である合金は、アーチファクトを抑制しうる。さらに、この含有率が０．１質量％以上である合金は、医療用品の機械的特性に寄与しうる。これらの観点から、この含有率は０．８質量％以上がより好ましく、１．０質量％以上が特に好ましい。この含有率が２５％以下である合金は、アーチファクトを抑制しうる。この観点から、この含有率は１０質量％以下がより好ましく、５質量％以下が特に好ましい。

Ｔａは、β相形成元素である。Ｔａは、ω相の形成も促す。Ｔａは、合金の磁化率の低下に寄与する。この合金は、ＭＲＩによる診断におけるアーチファクトを抑制しうる。Ｔａは、Ｚｒと全率固溶体を形成しうる。従ってＴａは、合金において均一に分布しうる。この合金は、機械的特性に優れる。さらに、Ｔａの細胞毒性は低い。

合金におけるＴａの含有率は、０．１質量％以上２５質量％以下が好ましい。この含有率が０．１質量％以上である合金は、アーチファクトを抑制しうる。さらに、この含有率が０．１質量％以上である合金は、医療用品の機械的特性に寄与しうる。これらの観点から、この含有率は１．０質量％以上がより好ましく、３質量％以上が特に好ましい。この含有率が２５％以下である合金は、アーチファクトを抑制しうる。この観点から、この含有率は１５質量％以下がより好ましく、１２質量％以下が特に好ましい。

合金における、Ｎｂ、Ｍｏ及びＴａの合計含有率は、２質量％以上５０質量％以下が好ましい。合計含有率がこの範囲内である合金では、大きな引張強さ、大きな破断伸び、小さなヤング率及び小さな磁化率の全てが達成されうる。この観点から、合計含有率は１０質量％以上がより好ましく、１５質量％以上が特に好ましい。合計含有率は４０質量％以下がより好ましく、３５質量％以下が特に好ましい。

図１のグラフから、β相の安定性にはＭｏの寄与度が大きくかつＴａの寄与度が小さいことが分かる。従って、合金におけるＭｏの含有率ＰＭｏ（質量％）よりもＴａの含有率ＰＴａ（質量％）が大きいことが好ましい。比（ＰＭｏ／ＰＴａ）は１／２０以上１／３以下が好ましく、１／１５以上１／４以下がより好ましく、１／１０以上１／５以下が特に好ましい。

合金が、少量の他の元素を含んでもよい。他の元素として、Ｂ、Ｃ、Ｎ、Ｏ、Ｎａ、Ｍｇ、Ｓｉ、Ｐ、Ｓ、Ｋ、Ｃａ及びＭｎが例示される。他の元素の合計含有率は１０質量％以下が好ましく、５質量％以下がより好ましく、１．０質量％以下が特に好ましい。

合金の磁化率（質量磁化率）は、１．５０×１０^−６ｃｍ^３／ｇ以下が好ましい。磁化率がこの範囲内である合金は、アーチファクトを抑制しうる。この観点から、磁化率は１．４５×１０^−６ｃｍ^３／ｇ以下がより好ましく、１．４０×１０^−６ｃｍ^３／ｇ以下が特に好ましい。磁化率の測定には、円柱状の試験片が供される。この試験片では、底面の直径は３ｍｍであり、高さは２５ｍｍである。測定は、手動型磁気天秤（ＳｈｅｒｗｏｏｄＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃ社の「ＭＳＫ−ＭＫＩ」）によってなされる。印加磁場は、０．３５Ｔである。

合金のヤング率は、１００ＧＰａ以下が好ましい。ヤング率がこの範囲内である合金によって骨折固定具、人工関節ステム等が得られた場合、応力遮蔽による骨吸収が、低減されうる。この観点から、ヤング率は８０ＧＰａ以下がより好ましく、７０ＧＰａ以下が特に好ましい。ヤング率は、１０ＧＰａ以上が好ましく、２０ＧＰａ以上が特に好ましい。ヤング率の測定には、円柱状の試験片が供される。この試験片では、底面の直径は３ｍｍであり、高さは５２ｍｍである。測定は、「ＪＩＳＺ２２８０」の規格に準拠して、自動共振式弾性率測定装置（日本テクノプラス社の「ＪＥ−ＲＴ」）によってなされる。

合金の引張強さは、１０００ＭＰａ以上である。引張強さが１０００ＭＰａ以上である合金から、耐久性に優れた医療用品が得られうる。この観点から、引張強さは１０３０ＭＰａ以上がより好ましく、１０６０ＭＰａ以上が特に好ましい。引張強さは、引張試験によって測定される。この引張試験には、図２に示された形状の試験片２が供される。この試験片２は、アルゴンアーク遠心鋳造法によって得られる。この鋳造法では、チャンバーの内圧が１．２×１０^−１Ｐａ以下とされた後、このチャンバーに純度が９９．９％以上のアルゴンガスが注入され、内圧が０．０６ＭＰａとされる。このチャンバー内で、鋳造が行われる。引張試験は、「ＪＩＳＺ２２４１」の規格に準拠して、精密万能材料試験機（島津製作所社の「ＡＧ−２０００Ｂ」）によってなされる。試験時の初期歪み速度は、１．３×１０^−３である。

合金の０．２％耐力は、９００ＭＰａ以上が好ましい。０．２％耐力が９００ＭＰａ以上である合金から、耐久性に優れた医療用品が得られうる。この観点から、０．２％耐力は９５０ＭＰａ以上がより好ましく、１０００ＭＰａ以上が特に好ましい。０．２％耐力は、前述の引張試験によって測定される。

合金の破断伸びは、５％以上が好ましい。破断伸びが５％以上である合金から、耐久性に優れた医療用品が得られうる。この観点から、破断伸びは８％以上がより好ましく、１０％以上が特に好ましい。破断伸びは、前述の引張試験によって測定される。

合金のビッカース硬さは、２５０以上が好ましい。ビッカース硬さが２５０以上である合金から、耐久性に優れた医療用品が得られうる。この観点から、ビッカース硬さは４００以上が特に好ましい。ビッカース硬さの測定では、図３に示された形状のインゴット４から、高さが１．５ｍｍの３つの円盤６が切り出される。この円盤６の断面において、「ＪＩＳＺ２２４４」の規格に準拠して、ビッカース硬さが測定される。無作為に抽出された１２点で測定が行われ、これらの結果が平均される。測定時の荷重は、３Ｎである。測定時の保持時間は、１５秒である。

本発明に係る医療用品には、生体埋設物及び医療機器が含まれる。この生体埋設物として、人工骨、人工歯根及び人工関節のようなインプラントが例示される。他の生体埋設物として、骨固定用プレート、骨接合用釘、骨接合用ネジ、髄内釘、結紮器（例えばクリップ）、縫合器（例えばステープラ）、人工関節、血管修復物（例えばステント）及び人工心臓弁が例示される。これらの生体埋設物を有する患者がＭＲＩによる診断を受けても、画像にアーチファクトが生じにくい。

医療機器として、医療用刀、医療用はさみ、医療用ピンセット、医療用匙、医療用鈎、医療用鉗子、医療用のこぎり、医療用のみ、医療用剥離子、医療用つち、医療用やすり、医療用てこ、医療用絞断器、注射針、穿刺針、医療用穿刺器、穿削器、穿孔器、医療用嘴管（例えばカテーテルガイドワイヤ）及び体液誘導管のような手術用品が例示される。これらの医療機器が用いられたＭＲＩによる診断では、画像にアーチファクトが生じにくい。

図４は、生体用合金の製造方法の一例が示されたフローチャートである。この製造方法では、まず素材が準備される（ＳＴＥＰ１）。この素材の組成は、生体用合金の組成と同じである。典型的には、素材は、鋳造によって得られる。

この素材に、塑性加工が施される（ＳＴＥＰ２）。この塑性加工により、素材が所望の形状を呈する。塑性加工は熱間で行われてもよく、冷間で行われてもよい。塑性加工として、鍛造、スエージング、引抜及び押出が例示される。

この素材に、熱処理が施される（ＳＴＥＰ３）。典型的な熱処理は、時効処理である。時効処理では、素材が高温に保持される。この保持により、元素がマトリクスに固溶する。この素材が急冷されて、生体用合金が得られる。

塑性加工及び熱処理により、素材が硬化する。この硬化により、引張強度が大きな合金が得られうる。塑性加工のみで素材が十分硬化する場合は、熱処理が省略されてもよい。

好ましい塑性加工は、冷間のスエージングである。スエージングでは、一対のダイスの間を素材が通過する。ダイスの間隔が周期的に変化することで、このダイスが素材を打つ。これにより、素材が細径化する。減面率が９０％以上であるスエージングにより、引張強さが１０００ＭＰａ以上である合金が得られうる。減面率Ｐは、下記の数式によって算出されうる。
Ｐ＝（（Ｓｏ − Ｓ）／Ｓｏ）＊１００
この数式において、Ｓｏはスエージング前の素材の断面積を表し、Ｓはスエージング後の素材の断面積を表す。これらの断面積は、素材の進行方向に垂直な面に沿った断面にて測定される。

本発明に係る合金の具体例として、Ｚｒ−１４Ｎｂ−１Ｍｏ−５Ｔａ及びＺｒ−１４Ｎｂ−１Ｍｏ−１０Ｔａが挙げられる。図５は、これらの合金のＸＲＤの結果が示されたグラフである。このグラフから、Ｚｒ−１４Ｎｂ−１Ｍｏ−５Ｔａではα相及びβ相が析出していることがわかる。このグラフから、Ｚｒ−１４Ｎｂ−１Ｍｏ−１０Ｔａではα相、β相及びω相が析出していることがわかる。このグラフから、Ｔａの含有率の上昇に伴い、α相が減少し、β相が増加し、かつω相が増加することが分かる。

以下、実施例によって本発明の効果が明らかにされるが、この実施例の記載に基づいて本発明が限定的に解釈されるべきではない。

［実験１］
［実施例１］
誘導スカル溶解と鋳造とにより、素材を得た。この素材の組成は、Ｚｒ−１４Ｎｂ−１Ｍｏ−５Ｔａであった。この素材を１３００℃に加熱し、鍛造を施した。この素材を、温度が４００℃でありかつ真空である環境下に４５分間保持した。この素材を氷水に浸して急冷し、実施例１の生体用合金を得た。

［比較例１］
素材に鍛造及び熱処理を施さなかった他は実施例１と同様にして、比較例１の生体用合金を得た。

［比較例２］
素材に熱処理を施さなかった他は実施例１と同様にして、比較例２の生体用合金を得た。

［比較例３−１０］
下記表２及び３に示される組成の素材を準備し、塑性加工及び熱処理を施さずに、比較例３−１０の生体用合金を得た。

［評価］
前述の方法にて、ビッカース硬さ、引張強さ、０．２％耐力、破断伸び、ヤング率及び質量磁化率を測定した。この結果が、下記の表１−３に示されている。

表１−３に示されるように、実施例の生体用合金は諸性能に優れている。

［実験２］
［実施例２］
誘導スカル溶解と鋳造とにより、素材を得た。この素材の組成は、Ｚｒ−１４Ｎｂ−１Ｍｏ−５Ｔａであった。この素材に、冷間のスエージングを施した。このスエージングの減面率は、５７％であった。この素材を、温度が４００℃でありかつ真空である環境下に４５分間保持した。この素材を氷水に浸して急冷し、実施例２の生体用合金を得た。

［比較例１１］
素材に熱処理を施さなかった他は実施例２と同様にして、比較例１１の生体用合金を得た。

［評価］
前述の方法にて、ビッカース硬さ、ヤング率及び質量磁化率を測定した。この結果が、下記の表４−６に示されている。

表４−６に示されるように、実施例の生体用合金は諸性能に優れている。

［実験３］
［実施例３］
誘導スカル溶解と鋳造とにより、素材を得た。この素材の組成は、Ｚｒ−１４Ｎｂ−１Ｍｏ−５Ｔａであった。この素材に、冷間のスエージングを施した。このスエージングの減面率は、9７％であった。この素材を、温度が４００℃でありかつ真空である環境下に４５分間保持した。この素材を氷水に浸して急冷し、実施例３の生体用合金を得た。

［実施例４］
素材に熱処理を施さなかった他は実施例３と同様にして、実施例４の生体用合金を得た。

［評価］
前述の方法にて、ビッカース硬さ、引張強さ、０．２％耐力、破断伸び、ヤング率及び質量磁化率を測定した。この結果が、下記の表７−９に示されている。

表７−９に示されるように、各実施例の生体用合金は諸性能に優れている。

［実験４］
［実施例５］
誘導スカル溶解と鋳造とにより、素材を得た。この素材の組成は、Ｚｒ−１４Ｎｂ−１Ｍｏ−５Ｔａであった。この素材に塑性加工を施し、直径が３．１ｍｍである線状の母材を得た。この母材に、焼鈍を施した。この母材にダイスによる伸線加工を施し、直径が２．０５ｍｍである実施例５の生体用合金を得た。この伸線加工の加工度は、５７％であった。

［実施例６］
実施例５の合金に、ダイスによる伸線加工をさらに施し、直径が０．５３ｍｍである実施例６の生体用合金を得た。この伸線加工の加工度は、９７％であった。

［評価］
前述の方法にて、ビッカース硬さ、引張強さ、０．２％耐力、破断伸び、ヤング率及び質量磁化率を測定した。この結果が、下記の表１０に示されている。なお、伸線後の線材を削ることなくそのままで引張試験に供することで、引張強さ、０．２％耐力及び破断伸びを測定した。引張試験には、島津製作所のＡＧ−２０ｋＮを使用した。

表１０に示されるように、各実施例の生体用合金は諸性能に優れている。

実験１−４の評価結果から、本発明の優位性は明かである。

本発明に係る合金は、ＭＲＩによる診断のときに生体に対して適用される様々な物に適している。

２・・・引張試験の試験片
４・・・ビッカース硬さ測定用のインゴット
６・・・ビッカース硬さ測定用の円盤

Claims

主成分としてのＺｒと、０．１質量％以上２５質量％以下のＮｂと、０．１質量％以上２５質量％以下のＭｏと、０．１質量％以上２５質量％以下のＴａとを含有しており、
引張強さが１０００ＭＰａ以上である生体用合金。
Ｎｂ、Ｍｏ及びＴａの合計含有率が２質量％以上５０質量％以下である請求項１に記載の生体用合金。
Ｍｏの含有率ＰＭｏ（質量％）とＴａの含有率ＰＴａ（質量％）との比（ＰＭｏ／ＰＴａ）が、１／２０以上１／３以下である請求項１又は２に記載の生体用合金。
０．２％耐力が９００ＭＰａ以上である請求項１から３のいずれかに記載の生体用合金。
質量磁化率が１．５０×１０^−６ｃｍ^３／ｇ以下である請求項１から４のいずれかに記載の生体用合金。
主成分としてのＺｒと、０．１質量％以上２５質量％以下のＮｂと、０．１質量％以上２５質量％以下のＭｏと、０．１質量％以上２５質量％以下のＴａとを含有しており、かつ引張強さが１０００ＭＰａ以上である合金がその材質である医療用品。
主成分としてのＺｒと、０．１質量％以上２５質量％以下のＮｂと、０．１質量％以上２５質量％以下のＭｏと、０．１質量％以上２５質量％以下のＴａとを含有する素材を、準備する工程、
及び
上記素材に塑性加工を施す工程
を含む生体用合金の製造方法。
上記塑性加工がスエージングであり、このスエージングによる減面率が９０％以上である請求項７に記載の製造方法。
上記素材に塑性加工を施す工程の後に、この素材に熱処理を施す工程をさらに含む請求項７又は８に記載の製造方法。
上記熱処理が、加熱による時効と、この時効後の急冷である請求項９に記載の製造方法。