KR20070115993A - 베타 티타늄 몰리브덴 합금으로 이루어진 의학용 이식조직의 제작을 위한 방법 및 그에 상응하는 이식 조직 - Google Patents

Abstract

본 발명은제작되는 이식 조직에 상응하는 주조에서 티타늄 합금의 미세 주조에 의해 티타늄 합금으로 이루어진 의학용 이식 조직 제작 방법에 관한 것이다. 본 발명에 따라 β-티타늄 합금이 사용되고, 열 등압 압축 성형, 용해 가열 냉각 및 그 다음 급냉각이 제공된다. 또한 본 발명은 미세 주조 방법에서 티타늄 합금으로 제작된 상응하는 의학용 이식 조직을 포함한다. 또한 티타늄 합금은 β-티타늄 합금이고 적어도 0.3mm의 중앙 결정 크기를 포함한다. 본 발명으로 미세 주조 방법에서 티타늄 합금으로 이루어진 대상의 경제적인 제작이 이루어진다. 본 발명은 또한 β-티타늄 합금의 바람직한 특징, 특히 미세 주조 방법 대상의 제작의 장점을 갖는 탁월한 특징을 조합하는 가능성을 달성한다. 골반부 인공 장구의 대퇴부 부분(1)과 같은 복잡한 형태의 이식 조직도 종래의 단조 방법 또는 유용하게 제작될 수 없는 방법에 의해서가 아니라 본 발명으로 β-티타늄 합금으로 제작될 수 있다.

티타늄 합금, 이식 조직, β-티타늄 합금, 미세 주조 방법, 골반부, 인공 장구

Description

베타 티타늄 몰리브덴 합금으로 이루어진 의학용 이식 조직의 제작을 위한 방법 및 그에 상응하는 이식 조직{METHOD FOR PRODUCING A MEDICAL IMPLANT MADE OF A BETA-TITANIUM MOLYBDENUM ALLOY, AND A CORRESPONDING IMPLANT}

본 발명은 티타늄 합금으로 이루어진 의학용 이식 조직의 제작을 위한 방법 및 그에 상응하는 이식 조직에 관한 것이다.

이식 조직의 제작을 위한 재료로서 티타늄 합금이 항상 광범위하게 사용된다. 상기 재료의 장점으로 인공 장구로서의 사용을 위해 중요한 높은 역학적 적재력, 높은 화학적 내구성 및 무엇보다도 뛰어난 생체 적합성과 같은 특징이 꼽힌다. 재료 특징의 관점하에 티타늄 합금은 뼈 이식, 축, 인공 뼈 관절 및 골반부 및 추간판 인공 장구와 같은 수많은 다양한 형태의 이식 조직 선택을 위한 물질이다.

배경 기술에 이식 조직의 제작을 위한 다양한 방법이 공지되어 있다. 적합한 방법의 선택은 이식 조직의 제작되는 형태에만 따른 것이 아니라 각각의 사용되는 티타늄 합금에 따른 것이다. 티타늄 주조를 위해 사용되는 주형을 위해 사실상 두 가지 방법이 있다. 그 중 하나는 단조이고 다른 하나는 미세 주조이다. 실제로 티타늄 합금은 단조 합금이다(Peters, Leyens 공저 2002년 Wiley-VCH판 티타늄 및 티타늄 합금 참조). 미세 주조는 단조에 의해서는 이루어지지 않거나 또는 복 수의 구성 요소 하에 관절이 이루어지는 복잡한 형태도 간단하게 제작할 수 있는 장점을 갖는다. 그러나 티타늄 합금의 미세 주조는 높은 용해점 및 티타늄의 큰 반응 경향 때문에 일반적으로 합금의 얇은 두께를 이루는 것에 문제가 있다. 티타늄 합금의 몇몇 그룹만이 미세 주조에 적합하다. 특히 이른바 α-티타늄 합금 및 α/β- 티타늄 합금이 이에 포함된다. 마지막으로 언급된 그룹, 특히 TiAl6V4와 같은 바나듐 및 알루미늄으로 된 합금으로 이식 조직 제작을 위한 중요성이 달성된다. 미세 주조에 의해 관절 인공 장구 또는 치과용 이식 조직과 같은 상기 합금으로 구성된 이식 조직이 유리한 효과로 제작될 수 있다.

그러나 통상적으로 TiAl6V4와 같은 α/β-티타늄 합금을 위해 사용되는 합금 요소의 장기간 내구성에 관해서는 일종의 의구심이 있다. 상기 합금의 탄성 계수는 본래 뼈 물질을 상당히 넘어서고, 뼈의 병리학상의 변경이 이루어질 수 있다.

본 발명의 과제는 상기 단점을 방지하는 의학용 이식 조직을 달성하는 것이다.

본 발명에 따른 해결은 독립항의 특징에 있다. 바람직한 추가 구성은 종속항의 대상이다.

제작되는 이식 조직에 상응하는 주형에서 티타늄 합금의 미세 주조 단계를 포함하는, 티타늄 합금으로 이루어진 의학용 이식 조직의 제작을 위한 방법이 제공되고, 본 발명에 따라 β-티타늄 합금이 사용되고 열 등압 압축 성형, 용해 가열 냉각 및 그 다음 급냉각 되도록 제공된다.

본 발명에 따른 방법은 미세 주조로 β-티타늄 합금으로 이루어진 의학용 이식 조직을 가능하게 한다. β-티타늄 합금을 사용하는 가능성은 의학용 이식 조직과 관련하여 탁월한 장점을 갖는다. β-티타늄 합금은 특히 확실히 낮은 탄성 계수를 공지된 α/β-티타늄 합금으로서 유리한 역학적 특성을 포함한다. 통상적으로 마지막 값은 약 100.000 N/mm²를 포함하는 반면, 예컨대 티타늄 몰리브덴 합금으로 60.000 N/mm²의 거의 절반을 줄인 값에 이를 수 있다. 또한 α/β-티타늄 합금의 사용으로 생체 적합성을 높일 수 있다. 주로 사용되는 α/β-티타늄 합금(TiAl6V4)의 경우 독성을 배출하는 일종의 알루미늄 이온 또는 바나듐 이온으로 구성되는 반면, β-티타늄 합금에 대해 독성에 관해서는 염려할 필요가 없는 몰리브덴과 같은 합금물이 사용된다. 이는 특히 생체 적합성에 관해서도 역학적 특성과 관련하여 티타늄 몰리브덴 합금으로 탁월한 결과가 이루어진다는 것을 보여준다. 바람직하게는 몰리브덴 함량 또는 몰리브덴 등가 값이 7.5% 내지 25% 사이, 더 바람직하게는 12%에서 16%사이에 달한다. 따라서 주조 후 급냉각에 의해 준 안정성의 β-단계에 이를 수 있다. 특히 15%의 몰리브덴 함량을 갖는 TiMo15가 유지된다.

또한 β-티타늄 합금의 사용은 복잡한 형태의 이식 조직도 저렴하게 제작될 수 있는 장점을 갖는다. 일반적으로 미세 주조는 단조에 의한 주형과 비교하여 복잡한 형태도 저렴하게 제작할 수 있는 주형 방법이다. 그러나 배경 기술로 공지된 α또는 α/β-티타늄 합금의 사용시 만족스럽지 못 하고 미세 주조시 날카로운 모서리가 이식 조직에 생성된다. 미세 주조의 주어진 장점, 즉 임의의 복잡한 형태도 생성할 수 있는 장점이 완전하게 구현될 수 없다. 그러나 조직 이식에서 매우 바람직한 이식 조직의 개선된 고정을 위한 날카로운 모서리가 제공된다. 이식 조직의 장기간 역학적 안정성을 근거로 많은 경우 장점이 주어지는, 시멘트를 사용하지 않은 이식을 위해 이식 조직에 날카로운 모서리는 매우 중요하다. 놀랍게도 본 발명에 따른 방법은 개선된 주형 충전이 이루어지는 것을 보여준다. 따라서 복잡하게 구성된 이식 조직에서도 양질의 날카로운 모서리가 이루어질 수 있다. 따라서 본 발명은 역학 및 생체 적합성과 관련하여 유리한 특성을 갖는 이식 조직뿐만 아니라 미세 주조에 의한 주형의 개선도 가능하게 한다.

합목적적으로 온도 진행의 용해 가열 냉각에서 티타늄 합금은 ω-단계에서 자유롭도록 선택된다. ω-단계의 형성에 의한 역학적 특성의 손상의 위험은 따라서 저지된다.

열 등압 압축 성형(HIP)을 위해 온도는 바람직하게는 β-트랜서스 온도보다 낮은 온도로, 보다 정확하게는 100℃이하까지 이다. 15%의 몰리브덴 부분을 갖는 티타늄 몰리브덴 합금을 위해서 온도는 710℃에서 760℃까지의 영역에서, 바람직하게는 약 740℃에서, 약 1100 바에서 1200 바까지의 아르곤 압력에서 적합하다.

용해 가열 냉각을 위해 적어도 700℃에서 880℃까지의 온도가 적합하고, 바람직하게는 800℃에서 860℃까지의 영역에서 아르곤 불활성 기체 공기 하에서 이다. 따라서 합금의 유연성의 개선이 이루어진다. 열 등압 압축 성형 이전 또는 이후에 사전 합금은 또한 필요하지 않다. 그 다음 급냉각이 바람직하게는 차가운 물로 이루어진다.

장점에서 급냉각의 대상을 더욱 경화시킬 수도 있다. 이로써 탄성 계수의 요구가 더 높아진다. 바람직하게는 경화에 대해서는 약 600℃에서 700℃까지의 온도 영역에서 이루어진다.

본 발명은 상기 제시된 방법에 따라 제작되는 의학용 이식 조직 및 병렬된 청구항에 따른 방법에 관한 것이다. 이에 따라 β-티타늄 합금으로 구성된 의학용 이식 조직이 제공되고, 상기 이식 조직은 적어도 0.3mm의 중앙 결정 크기를 포함한다. 더 자세한 설명을 위해 상기 실시예가 참조된다.

이하 이식 조직은 정형 외과용 인공 장구일 수 있고, 바람직하게는 관절 인공 장구이다. 관절 인공 장구는 정적이면서도 역동적 이도록 많은 것이 요구된다. 특히 주변의 뼈 구조로의 부하 전달에 부합한다. 뼈 구조는 가능한 물리적으로 유리해야 한다. 이러한 경우 불리한 점은 인공 장구의 불리한 부하 전달이 주변의 뼈에 대해 뼈 조직의 퇴화로 유도할 수 있다는 점이다. 그 결과로 인공 장구의 느슨해 짐이 빈번히 발생한다. 연구는 낮은 탄성 계수를 갖는 물질로 이루어진 인공 장구가 강성의 물질로 이루어진 인공 장구보다 더 물리적으로 하중 위치를 생성하는 결과를 보여준다. 이는 특히 대퇴 관절의 대퇴부 또는 다른 관절 인공 장구와 같은 긴 축을 갖는 인공 장구에 적용된다. 탄성 계수는 예컨대 TiAl6V4와 같은 통상적인 티타늄 합금의 경우, 약 100.000 N/mm² 및 25.000 N/mm²의 인공 뼈 물질의 탄성 계수를 상당히 넘어선다. 본 발명에 따른 이식 조직으로 낮은 값에 이를 수 있다. 본 발명에 따라 제작된 TiMo15로 이루어진 이식 조직은 약 60.000 N/mm²의 탄성 계수를 포함하고, 이는 TiAl6V4의 절반 보다 약간 더 많다. 이는 특히 대퇴 관절, 어깨 관절 또는 팔꿈치 관절과 같은 긴 축을 갖는 관절 인공 장구에 큰 장점이다. 뼈를 위한 힘 전달에 관해서 중요한 개선이 나타나기 때문이다.

본 발명에 따른 이식 조직의 실시는 치과용 인공 장구에도 상응하게 적용된다.

본 발명은 이하 도면을 참조로 설명되고, 바람직한 실시예가 도시된다.

도1은 주조 직후 주조 상태에서 미세 조직의 화상도이다.

도2는 열 등압 압축 성형 후 미세 조직의 화상도이다.

도3은 후속하는 급냉각하는 용해 가열 냉각 후 미세 조직의 화상도이다.

도4는 본 발명에 따른 이식 조직을 위한 실시예의 대퇴부 부분의 부분도이다.

도5는 다른 실시예로서 치과용 이식 조직의 부분도이다.

도6은 본 발명에 따라 처리된 티타늄 합금의 역학적 특징 도표이다.

먼저 본 발명에 따른 방법의 실시를 위한 방법이 설명된다. 제작된 이식 조직은 이후 대퇴 관절의 대퇴부 부분의 예시에서 설명된다.

시작 물질은 15%의 몰리브덴 부분(TiMo15)을 포함하는 β-티타늄 합금이다. 상기 합금은 통상적으로 작은 막대(잉곳)의 형태일 수 있다.

제1 단계에서 주조 대상의 미세 주조가 이루어진다. 대상에서 최종 사용을 위해 가용되는 형태의 이식 조직, 예컨대 대퇴부 인공 장구 또는 다른 관절 인공 장구 또는 예컨대 판 및 축 또는 치과용 인공 장구와 같은 고정된 인공 장구와 같은 내 인공 삽입물이 있다. 변형 방법에 의한 추가 처리가 고려되지 않은 막대는, 즉 특히 냉각 주조에 의해 추가 처리를 위해 단조 또는 다른 주형 방법에 의해 제작되는 잉곳은 포함되지 않는다.

TiMo15의 용해 또는 주조를 위해 주조 설비가 제공된다. 바람직하게는 냉벽 진공 용해 및 주조 설비이다. 이러한 설비로 미세 주조를 위한 TiMo15의 확실한 용해를 위해 필요로 하는 높은 온도에 이를 수 있다. TiMo15의 용해점은 확실한 미세 주조를 위한 60℃의 매용제를 포함하여 1770℃에 놓인다. 즉 총 1830℃의 온도에 이르게 된다. 용해의 미세 주조는 이어서 공지된 방법에 의해, 예컨대 불필요한 형태로서 밀랍 결정 및 세라믹 형태로 이루어진다. 이러한 형태의 미세 주조 기술은 TiAl6V4의 미세 주조를 위해 공지되어 있다.

도1에 화상(1000배 확대)에서, 수지 상정 및 수지 상정간 구역에 상당한 분리가 형성됨을 알 수 있다. 상기 분리는 티타늄 합금의 이른바 불리한 용리의 결과이다. 상기 효과는 티타늄 몰리브덴 합금에서 액체 온도 및 고체 온도의 특수한 진행에 기인한다. 용해에서는 먼저 높은 몰리브덴 부분을 갖는 영역이 경화되고, 이는 화상에서 인식되는 수지 상정을 형성한다. 결과로서 저하된 잔여 용해물, 즉 그의 몰리브덴 함유량이 떨어진다. 수지 상정간 구역은 주형에서 15% 이하의 몰리 브덴 함량을 갖는데, 상기 몰리브덴 함량은 심지어 약 10%의 값으로 떨어질 수 있다. 몰리브덴 저하의 결과로서 β-안정화에서 수지 상정간 구역 내로 충분한 양이 결여된다. 이는 올라간 α/β-변환 온도가 국부적으로 설정되고, 이에 의해 도1에서 양호하게 인식되는 분리가 형성되는 결과를 갖는다. 주조시 경우에 따라 형성되는 주변 영역은 구성에서 단단한 유연성이 없는 층(이른바 α틀)이 부식제에 의해 제거되기에 적당하다. 통상적으로 상기 층은 약 0.03 mm의 두께를 포함한다.

수지 상정간 구역에서 분리된 불리한 용리의 불리한 효과를 저지하기 위해 주형의 미세 주조 후 자유로운 주형 본체가 본 발명에 따라 열 처리된다. 그러기 위해서 열 등압 압축 성형(HIP)이 제공되고, 보다 자세히는 β-트랜서스보다 조금 못 미치는 온도이다. 상기 열 등압 압축 성형은 710℃내지 760℃의 영역에 있을 수 있고, 바람직하게는 약 740℃에 달한다. 압축은 1100 바에서 1200 바까지의 압력을 갖는 아르곤에 의해 이루어진다. 또한 원치않은 분리가 수지 상정간 구역 내에서 다시 제거된다. 확실히 열 등압 압축 성형후 냉각시 다시 미세한 간접 단계가 제거되는데, 보다 자세히는 바람직하게는 최초의 수지 상정간 구역 내이다(1000배 확대된 도2 참조). 이는 재료의 원치않는 취화의 결과이다.

이러한 이유로 열 등압 압축 성형 후 대상은 경미한 유연성만을 포함한다.

방해가 되는 분리를 제거하기 위해 주형 본체는 아르곤 불활성 기체 공기 하에 연속 실가마 내에서 달구어진다. 그러기 위해서 2시간의 이상의 시간에서 약 700℃에서 860℃ 온도 영역이 선택된다. 이 경우에 더 높은 온도에서 충분한 더 짧은 시간과 역으로도 작용하는 온도와 시간 사이의 대향 관계가 구성된다. 용해 가열 냉각 후 주형 본체는 차가운 물로 급냉각된다. 도3(1000배 확대)에는 용해 가열 냉각 후의 구조가 도시되어 있다. 본래의 β-펀치 마크 및 펀치 마크의 내부가 매우 미세한 수지 상정간 배치된 분리(화상에서 구름 같은 모양의 왼쪽 상부 참조)임을 인식할 수 있다. 본 발명에 따른 방법으로 미세 주조된 대상은 결정 구조에서 0.3 mm가 넘는 중앙 크기를 포함한 β-결정을 포함한다. 상기 크기는 통상적으로 본 발명에 따른 방법으로 이루어지는 결정 구조를 위한 것이다.

용해 가열 냉각 후 이루어지는 역학적 특성은 도5의 도표에서 다시 주어진다.

도4에 도시된 실시예는 대퇴 관절의 대퇴부 부분을 도시한다. 이는 β-티타늄 합금, 즉 TiMo15로 구성된다. 상기 β-티타늄 합금은 가운데 중심의 입방체 결정 구조를 포함한다.

대퇴부 부분(1)은 대퇴부의 상부 단부에 이식을 위해 제공된다. 이는 길게 뻗은 축(10) 및 둔각으로 연결된 목 부분(11)을 포함한다. 관절 헤드(12)는 축에서 떨어진 단부에 배치되고, 관절 헤드는 관골구와 관절을 형성한다. 이식을 위해 헤드를 갖는 대퇴 경부의 완전한 또는 부분적 반응이 이루어지고 대퇴부의 골수 구멍으로 접근이 개방된다. 상기 접근에 의해 대퇴부 부분(1)의 축(10)은 골수 구멍으로 삽입되고 그곳에서 고정된다. 각 실시예에 따라 고정 매체로서 시멘트가 제공되거나 또는 시멘트를 사용하지 않고 고정이 이루어진다.

대퇴부 부분(1)은 정적으로 서있거나 또는 동적으로 뛸 때 대퇴 관절로 작용하는 물리적 하중을 대퇴부로 유도한다. 대퇴부의 뼈 물질에서 대퇴부 부분(1)의 지속적으로 확실한 고정을 위해 물리적으로 유리한 하중 전달이 중요하다. 대퇴부 부분(1)이 강성으로 구성되면, 하중의 큰 부분을 맡고 따라서 뼈 물질은 특히 대퇴부 상부에서 부담을 덜게 된다. 이는 장기적 관점에서 상기 영역에서 대퇴부의 퇴화로 야기한다. 결과로서 대퇴부 부분(1)의 느슨함은 결국 인공 장구의 탈락을 위협한다. 상기 탈락 상태를 방지하기 위해 대퇴부 부분(1)이 덜 강성으로 구성되는 것이 유리하다. 특히 대퇴부 부분(1)의 축(10)이 그 점에서 불리하다. 대퇴부의 뼈 물질은 외피 부분에 약 20.000 N/mm²에서 25.000 N/mm²까지의 탄성 계수를 포함한다. 대퇴부 부분(1)은 본 발명에 따라 약 60.000 N/mm²의 탄성 계수만을 포함한다. 통상적으로 사용되는 TiAl6V4와 같은 물질은 코발트 크롬 합금에서 약 10.000 N/mm² 또는 심지어 20.000 N/mm²의 탄성 계수를 포함한다. 본 발명에 따라 대퇴부 부분(1)은 물리적으로 유리한 낮은 탄성 계수를 포함한다. 특히 대퇴부 부분의 불리한 축(10)에 관해 그 영역에서 낮은 탄성 계수는 인공 장구의 장기간 융화성을 위해 큰 장점이다.

본 발명으로 미세 주조에서 복잡한 형태도 간단하게 제작할 수 있다. 대퇴부 부분(1)은 축(10)에서 복수의 리세스 및 톱니 형태의 돌출부를 포함한다. 리세스 및 돌출부는 대퇴부에서 대퇴부 부분(1)의 개선된 고정에 사용되고 시멘트를 사용하지 않은 이식을 가능하게 한다. 축(10)의 종 방향으로 진행되는 복수의 가느다란 홈(14)이 있음을 알 수 있다. 상기 홈은 축(10)의 전방 및 후방 측면에 배치될 뿐만 아니라 측방향 면에도 제공될 수 있다. 축(10)의 상부 영역에는 톱니 돌 출부(15)를 갖는 복수의 가느다란 홈이 제공된다. 또한 목 부분(11)을 위해 전환부에서 회전하는 링(13)이 제공된다. 상기 링은 특별한 요소로서 구성될 수 있고, 본 발명으로 축(10) 및 목 부분(11)을 갖는 단일체 일 수 있다. 이러한 구성의 복잡한 형태에 포함되는 인공 장구 부분은 통상적으로 TiAl6V4로만 제작될 수 있다. 이는 그러나 상기 이미 언급한 대로 원치 않는 높은 탄성 계수를 포함한다. β-티타늄 합금으로 제작되는 대퇴부 부분이 공지되어 있긴 하지만, 그러나 단지 단조 방법에서만이다. 단조에 의해 복잡하고 의학적 관점에서 볼 때 바람직한 도4에 도시된 것과 같은 형태는 제작될 수 없다. 본 발명의 획득으로 그러한 복잡한 형태가 β-티타늄 합금으로 이루어진 대퇴부 인공 장구에서도 이루어질 수 있다.

다른 실시예로서 도5에 치과용 이식 조직이 도시되어 있다. 그러한 치과용 이식 조직(3)은 인공 기저부의 기능을 갖는다. 자연의 치아 뿌리를 대체하고 헤드(32)에서 치아 인공 장구(도시되지 않음)의 고정에 사용된다. 치과용 이식 조직(3)은 우선 두 개의 상이한 조건을 수행해야 한다. 한 편으로는 높은 하중을 견뎌내야 한다. 씹을 때 치아에는 통계학상 550N 까지 힘이 작용한다. 이 힘은 치과용 이식 조직을 수년간 교호 하중으로서 수용할 수 있어야 하고 턱뼈로 유도할 수 있어야 한다. 제2 조건으로, 즉 양호한 턱뼈를 보장해야 한다. 씹을 때 발생하는 힘의 유도는 특히 치과용 이식 조직이 단지 오른쪽 얇은 측(30)만을 포함하기 때문에 문제가 있다. 턱 뼈에서 최적의 고정을 이루어 느슨함의 위험을 방지하기 위해 축(30)은 나사선(35)이 제공된다. 고정의 추가 개선을 위해 횡개구(34)가 바람직하게는 관통 개구로서 제공될 수 있다. 횡개구는 치과용 이식 조직의 턱 뼈로 뿌리 내림에 유리하게 작용하고 따라서 확실하고 지속적인 고정을 위해 매우 필요하지만, 긴장 상태로 유도할 수 있고 따라서 축(30)의 높은 역학적 하중을 야기한다. 본 발명에 따른 방법으로 이러한 형태의 치과용 이식 조직(3)이 미세 주조 방법에서 β-티타늄 합금으로 제작될 수 있다. 또한 나사선(35) 및 횡개구(34)와 같이 복잡한 형태도 예컨대 연삭 처리를 필요로 하는 값비싼 재작업 없이도 저렴하게 생성될 수 있다. 따라서 적절한 티타늄 합금의 선택 및 설계 및 측량에서 역학적 작업이 시행될 필요가 없다. 따라서 단조 또는 역학적 가공에 의한 통상적인 주형으로 실용적이게 구현되지 못했던 구성을 구현할 수 있게한다. 또한 낮은 탄성 계수로 주변의 뼈 구조의 퇴화 위험을 최소화하여 상기 대퇴부 인공 장구에 실시된 대로 치과용 이식 조직에도 적용된다.

Claims (17)

1. 제작되는 이식 조직에 상응하는 주형에서 티타늄 합금의 미세 단계를 포함하는 주조 티타늄 합금으로 이루어진 의학용 이식 조직의 제작 방법에 있어서,

   β-티타늄 합금이 사용되고, 열 등압 압축 성형, 용해 가열 냉각과 급냉각이 이루어지는 것을 특징으로 하는 방법.
2. 제1항에 있어서, 급냉각 후 경화를 특징으로 하는 방법.
3. 제1항 또는 제2항에 있어서, 티타늄 몰리브덴 합금의 사용을 특징으로 하는 방법.
4. 제3항에 있어서, 티타늄 몰리브덴 합금은 7.5%에서 25%까지, 바람직하게는 약 15%의 몰리브덴 부분을 포함하는 것을 특징으로 하는 방법.
5. 제1항 내지 제4항 중 어느 한 항에 있어서, 티타늄 합금이 ω-단계에서 자유롭도록 용해 가열 냉각 시 온도 진행이 선택되는 것을 특징으로 하는 방법.
6. 제1항 내지 제5항 중 어느 한 항에 있어서, 용해 가열 냉각은 최대 티타늄 몰리브덴 합금의 베타 트랜서스 온도 및 최소 베타 트랜서스 온도 이하 100℃의 온 도에서 이루어지는 것을 특징으로 하는 방법.
7. 제1항 내지 제6항 중 어느 한 항에 있어서, 용해 가열 냉각은 700℃에서 900℃까지 온도에서 이루어지는 것을 특징으로 하는 방법.
8. 제1항 내지 제7항 중 어느 한 항에 있어서, 바람직하게는 차가운 물로 급냉각이 이루어지는 것을 특징으로 하는 방법.
9. 미세 주조 방법에서 티타늄 합금으로 제작되는 의학용 이식 조직에 있어서, 티타늄 합금이 β-티타늄 합금이고 적어도 0.3mm의 중앙 결정을 포함하는 것을 특징으로 하는 이식 조직.
10. 제9항에 있어서, 상기 이식 조직은 열 등압 압축 성형 및 용해 가열 냉각되는 것을 특징으로 하는 이식 조직.
11. 제9항 또는 제10항에 있어서, 몰리브덴 함량이 7.5% 및 25%사이에 달하는 것을 특징으로 하는 이식 조직.
12. 제9항 내지 제11항 중 어느 한 항에 있어서, 티타늄 합금이 ω-단계에서 자유로운 것을 특징으로 하는 이식 조직.
13. 제9항 내지 제12항 중 어느 한 항에 있어서, 티타늄 합금은 바나듐 및 알루미늄을 사용하지 않는 것을 특징으로 하는 이식 조직.
14. 제9항 내지 제13항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 이식 조직은 정형 외과 인공 장구인 것을 특징으로 하는 이식 조직.
15. 제14항에 있어서, 인공 장구는 관절 인공 장구인 것을 특징으로 하는 이식 조직.
16. 제15항에 있어서, 상기 이식 조직은 골반부 인공 장구의 대퇴부 부분(1)인 것을 특징으로 하는 이식 조직.
17. 제9항 내지 제13항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 이식 조직은 치과용 이식 조직(3)인 것을 특징으로 하는 이식 조직.

Images