WO2004022118A1

WO2004022118A1 - 生体材料部材

Info

Publication number: WO2004022118A1
Application number: PCT/JP2003/011263
Authority: WO
Inventors: Kozo Nakamua; Isao Ohnishi; Takao Hanawa; Sachiko Hiromoto; Norio Maruyama; Toshio Arai; Hitoshi Ofune; Mamoru Ishida
Original assignee: Ykk Corporation; National Institute For Materials Science
Priority date: 2002-09-03
Filing date: 2003-09-03
Publication date: 2004-03-18
Also published as: JP2004089580A; AU2003261912A1; AU2003261912A8

Abstract

　　脱気Ｈａｎｋｓ液中での分極抵抗が４×１０６Ωｃｍ２以上、浸漬電位−孔食電位ウインドウが０．２５Ｖ以上の非晶質合金からなる生体材料部材が提供される。好適な態様においては、前記生体材料部材はヤング率が１００ＧＰａ以下の非晶質合金からなる。このような生体材料部材は、アレルギー源としてのＮｉを含まず、生体液に対する耐食性に優れていると共に、高強度でしかも弾性率が低く、生体と反応し難く、処置終了後に抜去が容易で、髄内釘等として利用した場合にも所謂ストレスシールドや肺梗塞等の問題を起こし難いため、骨Ａ内に埋入された後、インターロッキングネイル（横止めビス）（２）により固定される髄内釘（１）や、骨接合板、骨固定用ビス等の人工骨材料として最適である。

Description

明細書生体材料部材技術分野

本発明は、非晶質合金（金属ガラス）からなる生体材料部材に関し、さらに詳しくは、髄内釘や骨接合板等の整形外科用の脊柱固定材、骨折固定材、人工関節、椎間スぺ一サなど、歯科用の歯冠、インレイ、クラウン、義床、人工歯根、歯列矯正ワイヤなど、及び一般外科用の手術機器に有用な生体材料部材に関する。背景技術

医療用材料に要求される条件としては、非毒性、非発ガン性、非アレルギ —性、生体組織に対する適性など、安全のための生体適合性に加えて、医療効果を上げるための医用機能性などが挙げられる。医用機能性としては、力学的特性（機械的強度、耐疲労性、耐摩耗性）や、化学的特性（耐食性、耐生体液腐食性）が挙げられる。

近年、医学の進歩と共に、様々な人工骨や人工臓器などの金属材料が生体内に長期間にわたって留置されるケースが多くなつた。それに伴い、このような材料に起因する様々な医療上のトラブルが起こってきた。

例えば、人工股関節や人工歯根等の硬組織代替器具の構成用材料としては、従来、 C o _ C r系合金やステンレス鋼、チタン合金が使用されており、また種々のチタン合金が提案されている（例えば、特開昭 5 8— 1 2 4 4 3 8 号等参照）。

しかしながら、ステンレス鋼 S U S 3 1 6 Lや N i— T i合金は N iを含むため、アレルギー源となる。実際、最近の報告ではチタン合金でもアレルギ一が生じたという報告があり、ステンレス鋼やチタン合金の俾用が必ずしも生体にとって最適とは言えない状況にある。また、チタン合金を髄内釘等として利用した場合、骨に癒合して骨癒合後に抜去し難くなるという問題の他、ストレスが骨の組織に伝わり難く、骨への荷重負荷が遮断されるために骨吸収が促進され、骨萎縮の原因となる、所謂ストレスシールドの問題（荷重遮断という問題）を起こし易くなる。

一方、生体材料部材として有機高分子材料を使用することも種々提案されており、例えば、生体内分解，吸収性のボリラクチド及びその共重合体、ポリグリコール酸等との共重合体を用いた骨接合材（特開平 3— 1 7 6 0 6 6 号参照）や、リン酸カルシウム質ガラスファイバ一と生体親和性を阻害しない有機高分子材料とを含有する複合材料からなる骨接合材（特開平 5 — 1 4 6 5 0 2号参照）が提案されている。

しかしながら、有機高分子材料は体液に対する耐食性の問題の他に、強度が低いという致命的な欠点がある。そのため、いきおい太いサイズとせざるを得ないが、例えば太い髄内釘を骨髄に挿入すると、骨髄の中から溢れた脂肪が血液の中に混入し、それによつて肺の中で血栓となり、肺梗塞を起こし易くなるという問題がある。また、骨髄腔を広く占拠し、骨髄内の血行を阻害し、骨癒合を遅延する恐れがある。

本発明は、前記したような事情に鑑みなされたものであり、その目的は、アレルギー源としての N iを含まず、生体液に対する耐食性に優れていると共に、高強度でしかも弾性率が低く、生体と反応し難く、処置終了後に抜去が容易で、髄内釘等として利用した場合にも所謂ストレスシールドや肺梗塞等の問題を起こし難い生体材料部材を提供することにある。発明の開示

前記目的を達成するために、本発明によれば、脱気 H a n k s液中での分極抵抗が 4 X 1 0 ⁶ Ω c m ²以上、浸漬電位—孔食電位ウィンドウが 0 . 2 5 V以上の非晶質合金からなることを特徴とする生体材料部材が提供される。好適な態様においては、前記生体材料部材はヤング率が 1 0 O G P a以下の非晶質合金からなる。本発明の生体材料部材は、アレルギ一源としての N iを含まず、生体液に対する耐食性に優れていると共に、高強度でしかも弾性率が低く、生体と反応し難く、処置終了後に抜去が容易で、髄内釘等として利用した場合にも所謂ストレスシールドゃ肺梗塞等の問題を起こし難い。

また、上記生体材料部材は、脱気 H a n k s液中での分極抵抗が 4 X 1 0 ⁶ Ω c m ²以上、浸漬電位—孔食電位ウィンドウが 0 . 2 5 V以上の非晶質合金、好ましくはヤング率が 1 0 0 G P a以下の非晶質合金から作製されているため、生体内での耐食性に優れる他、比強度に優れ、低ヤング率であり、骨により近い物理特性を有する。このため、同じ強度でサイズのより小さい骨接合材料が作製可能であり、かつ、ストレスシ一ルドの影響を受け難く、骨癒合に有利であり、従来のように太い髄内釘を骨髄に挿入した場合に骨髄の中から溢れた脂肪が血液の中に混入し、それによつて肺の中で血栓となり、肺梗塞を起こし易くなるといった問題がより少なく、また、サイズを小さくできるため、手術時の骨髄内圧の上昇を軽減できるという効果も得られる。さらに、骨髄内の空間占拠を最小限にでき、骨髄内の血管の最大限の温存が可能となり、骨髄内の骨形成が阻害され難いという効果も得られる。

本発明の生体材料部材の最も好適な適用態様は、整形外科用の髄内釘、骨接合板、イン夕一ロッキングネイル、骨固定用ビスの少なくともいずれかで ¾)る。図面の簡単な説明

図 1は、腐食電位近傍の分極曲線から分極抵抗 R _pを求める方法を説明するための概略図である。

図 2は、 Z r ₅。A 1 _{1 Q} C u _{4 Q}非晶質合金の浸漬電位の p H依存性を示すグラフである。

図 3は、本発明の非晶質合金からなる生体材料部材を髄内釘に適用した実施態様を示す概略部分断面正面図である。

図 4は、本発明の非晶質合金からなる生体材料部材を骨接合板に適用した実施態様を示す概略正面図である。

図 5は、 Z r _{5 0} A 1 _{1 0} C u _{4 0}非晶質合金と比較対照である純 T i及び S U S 3 1 6 L鋼の脱気 H a n k s液中でのァノ一ド分極曲線を示すグラフでおる。発明を実施するための最良の形態

前記したように、髄内釘や骨接合板等として利用される生体材料部材には、非毒性、非アレルギー性、血液に対する適性など、安全のための生体適合性に加えて、力学的特性（機械的強度、耐疲労性、耐摩耗性）や、化学的特性 (耐食性、耐生体液腐食性）が要求されるが、本発明者らの研究によれば、脱気 H a n k s液中での分極抵抗が 4 x 1 0 ⁶ Ω c m ²以上、浸漬電位—孔食電位ウインドウが 0 . 2 5 V以上の非晶質合金、好ましくはヤング率が 1 0 0 G P a以下の非晶質合金から作製した場合、上記のような要求特性を殆ど満たし、生体材料部材として最適であることを見出し、本発明を完成するに至ったものである。

即ち、本発明の生体材料部材の第一の特徴は、脱気 H a n k s液中での分極抵抗が 4 X 1 0 ⁶ Ω c m ²以上の非晶質合金である点にある。

生体内で金属材料が腐食すれば、金属イオンが溶出し腐食生成物ができる。金属材料はそのままでアレルギーや発癌といった毒性を示すことはなく、毒性を示すためには、腐食によって金属イオンとして溶出し、イオンや金属塩の形で生体分子と結合するか、摩耗粉のような形態になる必要がある。また、生体内で起こる金属材料の破壊は疲労ゃフレッティング疲労が原因とされているが、これらは単独で起こるのではなく、腐食疲労ゃフレツティング腐食疲労など腐食が関係.した現象である'。このように金属材料の生体環境での腐食現象は、材料の毒性及び耐久性の面から重要であり、生体環境での腐食現象を生体外で明らかにする計測が必要となる。

生体材料の腐食計測に使用する溶液の選択は極めて重要である。使用璟境と同じ条件で試験することが理想的であるが、体液と全く同じ組成かつ同じ状態の溶液を生体外で使用することは事実上不可能である。金属材料の腐食には、一般に C 1—が関与するため、腐食測定のための最も簡単な溶液として 0. 9%Na C l溶液（生理食塩水）が使用される。しかし、この溶液は体液に含まれる多くのイオンを含有していない。その他、リンゲル液ではリン酸イオンが含有されておらず、逆にリン酸塩類緩衝溶液（PB S (―) ) では、 C a ^{2 +}や Mg ^{2 +}などのカチオンが含有されていない。これに対し、ハンクス（Hanks) 液は、下記表 1に示されるように、細胞外液に近い組成を持つ。

そこで、本発明では、試験液として脱気した H a nk s液を用い、この中での分極抵抗が 4 X 10⁶ Ω cm²以上の非晶質合金を用いるものである。周知のように、腐食反応の評価に用いられる分極抵抗: _pは、微小な電圧変分 Δ ?7又は電流変分 Δ iを与えたときに得られる電流又は電圧変化との比 (厶？ ?/Δ ;ί) であり、図 1に示すように分極曲線の腐食電位 E _c。_r付近の接線の勾配から R_pを求める方法、 I △?? 1 < 1 OmVの定電位ステップを与えて電流を読む方法、あるいは I Δτ? Iく 1 OmVになるような電流を選び、定電流ステップを与え、電位変化を読む方法などが広く行なわれており、いずれも可能であるが、簡便で精度良く測定できることから図 1に示すように分極曲線の = 0付近の接線の勾配から R_pを求める方法が好ましい。本発明では、脱気した H a nk s液中での分極抵抗が 4 x 10⁶ Ω c m²以上の非晶質合金を用いるが、分極抵抗 R _pが大きくなるほど腐食電流密度 I。

。_rは小さくなり、腐食速度は小さくなる。従って、分極抵抗の上限は特に設定する意味はなく、分極抵抗が 4 X 1 0 ⁶ Ω c m ²以上という条件さえ満たせばよい。

次に、本発明の生体材料部材の第二の特徴は、浸漬電位一孔食電位ウィンドウが 0 . 2 5 V以上の非晶質合金である点にある。

ここで、浸漬電位一孔食電位ウィンドウとは、端的には、アノード分極曲線上の孔食電位と浸漬電位の電位差をいい、孔食を起こすような環境変化の許容範囲を示している。

浸漬電位は、金属を或る溶液に浸潰し、外部から何ら作用を加えない場合の金属の電位である。ここで、溶液の p H変化などの環境変化があると、金属の浸漬電位が変化し、環境変化後の浸漬電位が孔食電位よりも高くなると孔食が発生してしまう。従って、孔食電位と浸漬電位の差が大きい方が、環境変化による金属の電位変化に対して許容範囲が広いことを意味している。このように、金属に対する環境変化は、金属の電位変化に模すことができるため、本発明では、金属の環境変化に対する耐孔食性を分極試験による浸漬電位一孔食電位ウィンドウで規定しているものである。

本発明において、浸漬電位—孔食電位ウィンドウが 0 . 2 5 V以上と規定しているのは以下の理由による。

p Hの異なるリン酸—クェン酸溶液（塩化物イオン濃度： 0モル/ L、 p H ： 2 . 2〜8 . 0、溶存酸素：脱気、温度 3 1 0 K ) 中で、単ロール液体急冷法で作製したリボン状の Z r ₅。 A 1 i。 C u ₄。の組成の非晶質合金の浸漬電位を測定した場合、図 2に示すように、 p H 7 . 5 (通常）から p H 2 . 2まで変化すると、該合金の浸漬電位は約 0 . 2 5 V高くなつた。炎症部位の p Hが 5 . 2程度と知られているので、この非晶質合金においては、炎症などによる浸潰電位の変化は 0 . 2 5 V未満であると言える。従って、浸漬電位一孔食電位ウィンドウが 0 . 2 5 V以上、好ましくは 0 . 3 V以上であれば、生体内での環境変化によっても孔食を生ずることはないと判断される。本発明では、浸漬電位—孔食電位ウィンドウが 0 . 2 5 V以上の非晶質合金を用いるが、浸漬電位一孔食電位ウィンドウが 0 . 2 5 V以上であれば、生体内での環境変化によっても孔食を生ずることはないと判断されるため、浸漬電位一孔食電位ウィンドウの上限は特に設定する意味はなく、 0 . 2 5 V以上という条件さえ満たせばよい。

前記したように、本発明の整形外科用の生体材料部材は、特定の耐食性条件を満足する非晶質合金から作製されるが、当然のことながら非晶質合金（金属ガラス）の特性による利点も併せ具有している。非晶質合金（金属ガラス）の特性は、その構成元素の組合わせにより様々であるが、主として

①同一組成の結晶金属よりも耐食性が高い、

②ヤング率/強度比が小さく、より生体材料としての用途に有用である、

③溶融温度よりもはるかに低い過冷却液体ゾーンから成形できる、

④錶造では超微細転写性がある、

などが挙げられ、これらの特性に基づく利点が得られる。

前記した特性の中でも、整形外科用の生体材料部材、特に髄内釘、骨接合材料、インターロッキングネイル、骨固定用ビスに要求される特性ではヤング率が重要であり、 1 0 0 G P a以下、好ましくは 9 0 G P a以下が望ましい。但し、骨のヤング率に近い約 2 0 G P a以上のヤング率を有することが望ましい。

生体で一番密度の高い骨の部分でのヤング率は高々 2 0 G P a程度であり、ステンレス鋼の 1 / 1 0程度である。例えば、骨接合用部材の場合、ャング率が高いと荷重が骨に伝わらず金属プレートにかかり、ストレスが骨の組織に伝わらない（いわゆるストレスシールドの問題）。その結果、骨癒合が遅延し、また骨折部が癒合しても弱くなつてしまうことがある。さらに硬い人工材料が骨を圧迫して部材と骨との界面での血流障害を起こす可能性が同い

本発明者らの研究によれば、髄内釘や骨接合材料のヤング率が小さいほど、骨の癒合が良好であることが見出された。後述する試験例に示されるように、ラット大腿骨に骨折固定用の髄内釘として埋入した場合、ヤング率が約 2 0 0 G P aのステンレス鋼（ S U S 3 1 6 L ) やそれよりもヤング率の低い T i - 6 A 1 - 4 V合金に比べて、非晶質合金の場合には骨形成量が最も多くなった。これは、材料の弾性率が低いと、骨は荷重を適度に分担するので、このことが骨形成を促すためである。また、摘出後のチタン合金表面ではリン酸カルシウムが、ステンレス鋼では硫化物が観察されたのに対し、非晶質合金では生成物は確認されなかった。チタン合金のようにリン酸カルシウムが生成した場合、これが骨と材料の接合を強化してしまうので、骨癒合後に抜去し難くなるが、非晶質合金の場合にはこのような生成物を生じないので、骨癒合後に抜去し易くなり、髄内釘や骨接合材料として最適である。

参考までに、非晶質合金の幾つかの例について、ヤング率と引張強さを下記表 2にまとめて示す。

表 2

前述したように、従来の金属系生体用骨接合材料は生体適合性、生体安全性、耐食性、耐久性などに問題があることが指摘されており、また、骨に比較してヤング率が大きいため、骨接合材料として使用した場合、骨形成に必要な荷重が遮断され、時に骨癒合が遷延する傾向があった。

これに対し、非晶質合金は比強度に優れ、低ヤング率であり、骨により近い物理特性を有する。このため、同じ強度でサイズのより小さい骨接合材料が作製可能であり（例えば、約 2 0 mm径のチタン合金ロッドと同じ強度の口ヅドの径は約 1 5〜 1 6 mmとすることができる）、かつ、荷重遮断の影響を受け難く、骨癒合に有利であると考えられる。従って、従来のように太い髄内釘を骨髄に挿入した場合に骨髄の中から溢れた脂肪が血液の中に混入し、それによつて肺の中で血栓となり、肺梗塞を起こし易くなるといった問題がより少なく、また、サイズを小さくできるため、手術時の骨髄内圧の上昇を軽減できるという効果も得られる。さらに、骨髄内の空間占拠を最小限にでき、骨髄内の血管の最大限の温存が可能となり、骨髄内の骨形成が阻害され難いという効果も得られる。

このように、同じ金属元素で構成した材料でも、結晶金属よりも粒界のないアモルファス状態の方が多くの場合は耐食性が高く、医療甩途の材料、特に骨接合材料として極めて有利である。

前記したように、非晶質合金は結晶金属と比較してヤング率が小さく、強度が高いが、生体材料としてはこれは大変貴重な特性である。本発明の生体材料部材は、低ヤング率であるが故に人工骨材料として最適であるが、これ以外の用途でも、例えば、脊柱固定材、骨折固定材、人工関節、椎間スベーサ等の整形外科用材料、歯冠、インレイ、クラウン、義床、人工歯根、歯列矯正ワイヤ等の歯科用材料、手術機器等の一般外科用材料など、各種医療用途の材料として有用である。

本発明の生体材料部材は、前記した脱気 H a nk s液中での分極抵抗が 4 X 10⁶ Ω c m²以上、浸漬電位—孔食電位ウインドウが 0. 25 V以上、好ましくはさらにヤング率が 100 GP a以下の、少なくとも体積率 50 %以上の非晶質相を含む実質的に非晶質の合金材料であれば特に限定されることなく適用できるが、特に下記一般式（ 1) 又は（2) のいずれか 1つで示される組成を有する非晶質合金に好適に適用できる。尚、体積率で 50%未満であれば、ナノ結晶又はノ及び準結晶を含有する非晶質合金であっても適用できる。

一般式（ 1 ) ：

(但し、 M¹は Z r、 Hf及び T iから選ばれる 1種、 2種又は 3種の元素、 M²は Cu、 F e、 C o、 Mn、 Nb、 V、 C r、 Z n、 Al、 Sn及び G aよりなる群から選ばれる少なくとも 1種の元素、 M³は B、 C、 N、 P、 S i及び 0よりなる群から選ばれる少なくとも 1種の元素、 M⁴は Ta、 W 及び Moよりなる群から選ばれる少なくとも 1種の元素、 M⁵は Au、 P t、 Pd及び Agよりなる群から選ばれる少なくとも 1種の元素、 a、 b、 c、 d、及び eはそれそれ原子％で、 25≤a≤85、 1 5≤ b≤ 75 , 0≤ c 30、 0≤d≤ 1 5、 0≤e≤ 15である。）

一般式（2) ：原子％表示で A 1 : l〜1 0%、 Ga : 0. 5〜4%、 P : 9〜15%、 C : 5〜7%、 B : 2〜10%、 S i : 0〜： L 5%、 G e ： 0 〜4%、 F e ：残部の組成よりなる F e基非晶質合金。

上記一般式（ 1) で示される非晶質合金において、 M¹は非晶質を形成するための必須のベース金属元素であり、 M²は M¹と組み合わせることで融点を下げ、共晶を形成し、凝固の際の過冷却を起こさせ易くする ¾果があり、非晶質形成を容易にできる。 M³は非晶質金属の耐食性を向上させると共に、過冷却液体領域（ガラス遷移領域） ΔΤχ (=Τχ— T g ： Τχは結晶化温度、 Tgはガラス遷移温度）の温度幅を広げる効果があり、結晶化に対して安定化できる。但し、 M³元素が多すぎると非晶質を形成しなくなる。 M⁴は非晶質相の表面の不働態化を促進し、耐食性を向上させる。 M⁵は耐食性を向上させると共に、フラックス効果により溶湯の酸化が抑制され、異種核生成サイトを減少させるため過冷度が大きくなり、非晶質形成能を向上させる。これらの中でも、温度幅 30 K以上のガラス遷移領域を有する非晶質合金が好ましい。

以下、添付図面を参照しながら、本発明の実施態様の幾つかについて説明し、また、本発明の効果を具体的に確認した試験例を示して、本発明についてより具体的に説明するが、本発明が下記実施態様や試験例に限定されるものでないことは勿論である。

図 3は、本発明の非晶質合金からなる生体材料部材を髄内釘に適用した実施態様を示している。髄内釘 1は、骨 A内に埋入された後、インタ一ロッキングネイル（横止めビス） 2により固定される。ここで、髄内釘 1及びイン夕一ロッキングネイル 2は本発明の非晶質合金から作製される。

次に、図 4は本発明の非晶質合金からなる生体材料部材を骨接合板に適用した実施態様を示している。骨折箇所 Xで骨折した骨 Aに接合板 3を当てた状態で、骨接合板固定用ビス（螺子） 4により固定される。ここで、接合板 3及び骨接合板固定用ビス 4は本発明の非晶質合金から作製される。

試験例 1

脱気した H a n k s液中での Z r ₅₀ A 1 _{x 0} C u₄₀非晶質合金、ステンレス鋼 S U S 3 1 6 L及び純 T iのアノード分極試験を行なった。試験条件は以下のとおりである。

5ϊ\ι料：

( 1) Z r₅。Al ₁₀〇 11₄。非晶質合金リボン、 3種類（η= 3) 急冷状態のままの急冷時のアルゴンガス側の表面を測定に供した。

(2) ステンレス鋼 SUS 3 16 L (市販品 1種類（η = 1 ) )

# 600 S i C研磨紙で研磨した表面を測定に供した。

(3) 純 T i (市販品 J I S 2種（n=2) )

# 600 S i C研磨紙で研磨した表面を測定に供した。

測定した分極曲線を図 5に示す。また、分極曲線より求めた腐食特性値を表 3に示す。

表 3

図 5に示される分極曲線から明らかなように、 Z r^Al ^ C iiA。非晶質合金は、脱気した H a nk s液中でのアノード分極に伴い速やかに自己不働態化し、一定の不働態維持電流を示した後、孔食を発生した。通常の体液環境での各合金の電位は、本分極曲線における自然浸漬電位（E。_{p en})付近であると考えられる。そこで、 E。_{p e n}での材料の耐腐食性に相応する分極抵抗（R_p) を、 E。_{p e n}での電流密度の傾きから求めた。本非晶質合金の R_p は、 SUS 3 16 L鋼よりも一桁高く、純 T iよりも数倍高かったことから、本非晶質合金の耐食性は S US 3 1 6 L鋼よりも非常に高く、純 iと同等以上であることがわかった。また、本非晶質合金の不働態維持電流密度は純 T iと同等に低かった。これより、本非晶質合金の不働態皮膜の保護性は、純 T iと同等以上であることがわかった。ここで、本非晶質合金の分極曲線上には、孔食の発生がみられたことから、合金の耐孔食性を E。 p _{e n}と孔食電位（E_{p i t}) の電位差で評価した。非晶質合金の電位差は SUS 3 1 6 L鋼での電位差とほぼ同じであったことから、本非晶質合金の耐孔食性は SU S 31 6 L鋼と同等であると考えられる。

試験例 2

Z r _{5 Q} A 1₁₀ Cu₄₀非晶質合金を使用し、動物モデルとして 14週齢、ウイス夕一（Wistar) 系ラットのォスを使用し、以下の試験に供した。

( 1) 骨膜下骨外埋入非晶質合金が生体組織に与える影響

プレートへの臨床応用を検討するため、長さ 10 mm、幅 2 mm、厚さ 0. 05 mmの非晶質合金リボンを骨表面に埋入し、生体組織に与える影響を組織学的所見及び血中金属濃度（Cu) により評価した。

(2) 骨髄内挿入非晶質合金が生体組織に与える影響

髄内釘への臨床応用を検討するため、径 2mm、長さ 35mmの非晶質合金ロッドを骨髄内に挿入し、生体安全性について血中金属濃度（Cu) 、組織中金属含有量（Cu) により評価した。比較のために、 T i— 6A1— 4 V合金及び SUS 3 1 6 L鋼を髄内に挿入した群と、金属を揷入しないコントロール群を比較対照とした。

(3) 非晶質合金の生体内での耐食性、耐久性の評価

埋入後に取り出した非晶質合金の腐食、摩耗の評価を、走査型電子顕微鏡 (S EM)、エネルギー分散型 X線分光法（ED S) にて行なった。比較対照の金属材料は T i一 6 A1— 4V合金及び SUS 3 16 Lとした。

(4) 非晶質合金骨接合材料が骨折の骨癒合に及ぼす影響大腿骨骨折モデルに非晶質合金口ッドを髄内釘として使用し、骨形成や骨癒合の経過を定量評価した。比較対照の金属材料は T i— 6 A 1— 4 V合金及び S U S 3 1 6 Lとした。

前記試験例 2の結果を以下にまとめて示す。

( 1) 骨外埋入非晶質合金が生体組織に与える影響

非晶質合金リボンを 6週間埋入したが、周辺組織の光学顕微鏡像にて生体に対する影響はみられなかった。また、非晶質合金の金属組成のうち生体に悪影響を及ぼす可能性のある C Uの血中濃度はともに増加して.いなかった。以上より、非晶質合金を骨表面に 6週間埋入しても生体組織に悪影響がみられなかった。

(2) 骨髄内挿入非晶質合金が生体組織に与える影響

非晶質合金口ヅドを 6週間及び 12週間挿入したが、 T i一 6A1— 4V 合金群、コントロール群と比較して、 Cuの血中濃度、組織中金属含有量は共に増加していなかった。

(3) 非晶質合金の生体内での耐食性、耐久性

埋入後に取り出した非晶質合金は、リボン、ロッド共に破損ゃ孔食はなかつた。 ED Sにて金属表面組成の定性分析を行なったところ、 SUS 3 1 6 Lで S、 Τ Ϊ - 6Α1-4 V合金で P及び C aが特に髄内で著明に現れていたのに対し、非晶質合金では髄内でわずかに C aが現れている程度であった。この結果は、髄内で、 SUS 3 16 Lは腐食して Sを腐食生成物として取り込み易く、 T i— 6 A 1—4 V合金はリン酸カルシウムを表面に生成し易いのに対し、非晶質合金はほぼ不活性であることを示している。

( 4 ) 非晶質合金骨接合材料が骨折の骨癒合に及ぼす影響

大腿骨骨折モデルに金属材料を髄内釘として 6週間挿入した後の大腿骨の骨量を D EX Aにて測定した（n= 3) 。反対側（非手術側）と比較した骨量比の平均は、非晶質合金で SUS 3 16 Lロヅド及び T 1- 6A1-4V ロッド使用群より大きい傾向があった。また、大腿骨骨折に髄内釘として 1 2週間挿入した後の骨癒合部位の骨形成を p Q C Tにて測定した（n = 7 )。チタン合金ロッド使用群に比較し、非晶質合金群では骨折部での皮質骨化が旺盛に起こり、骨強度が大きくなる傾向があった。

以上の結果より、非晶質合金は骨接合材料として安全で、骨折部の骨癒合に有利であることが示された。産業上の利用可能性

以上のように、本発明の生体材料部材は、アレルギー源としての N iを含まず、生体液に対する耐食性に優れていると共に、高強度でしかも弾性率が低く、生体と反応し難く、処置終了後に抜去が容易で、髄内釘等として利用した場合にも所謂ストレスシールドゃ肺梗塞等の問題を起こし難い。

従って、髄内釘や骨接合板等の整形外科用の脊柱固定材、骨折固定材、人ェ関節、椎間スぺーサなど、歯科用の歯冠、インレイ、クラウン、義床、人ェ歯根、歯列矯正ワイヤなど、及び一般外科用の手術機器に有用な生体材料部材として好適に用いることができる。

Claims

請求の範囲

1. 脱気 H a nk s液中での分極抵抗が 4 x 10⁶ Ω c m²以上、浸漬電位一孔食電位ウィンドウが 0. 25 V以上の非晶質合金からなることを特徴とする生体材料部材。

2. ヤング率が 100 GP a以下の非晶質合金からなる請求項 1に記載の生体材料部材。

3. 前記非晶質合金が、下記一般式（ 1) 又は（2) のいずれか 1つで示される組成を有する請求項 1に記載の生体材料部材。

一般式（ 1) ： Μ^Μ^Μ'^Μ^Μ^

(但し、 M¹は Z r、 Hf及び T iから選ばれる 1種、 2種又は 3種の元素、 M²は Cu、 F e、 C o、 Mn、 Nb、 V、 C r、 Z n、 A l、 Sn及び G aよりなる群から選ばれる少なくとも 1種の元素、 M³は B、 C；、 N、 P、 S i及び 0よりなる群から選ばれる少なくとも 1種の元素、 M⁴は T a、 W 及び Moよりなる群から選ばれる少なくとも 1種の元素、 M⁵ほ Au、 P t、 P d及び A gよりなる群から選ばれる少なくとも 1種の元素、 a、 b、 c、 d、及び eはそれそれ原子％で、 2 5≤a≤85、 15≤ b≤ 75 0≤ c ≤ 30, 0≤ d≤ 1 5, 0≤e≤ 1 5である。）

一般式（2) ：原子％表示で A 1 : l〜 10%、 Ga : 0. 5〜4%、 P : 9〜15%、 C : 5~7%、 B : 2〜： L 0%、 S i : 0〜： L 5%、 Ge ： 0 〜4%、 F e ：残部の組成よりなる F e基非晶質合金。

4. 生体材料部材が髄内釘、骨接合板、インタ一ロッキングネイル、骨固定用ビスの少なくともいずれかである請求項 1乃至 3のいずれか一項に記載の生体材料部材。