WO2007058276A1 - マグネシウム系生分解性金属材料 - Google Patents

マグネシウム系生分解性金属材料 Download PDF

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WO2007058276A1
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magnesium
metal material
atomic
concentration
biodegradable metal
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PCT/JP2006/322890
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Akiko Yamamoto
Sachiko Hiromoto
Norio Maruyama
Toshiji Mukai
Hidetoshi Somekawa
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National Institute For Materials Science
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    • A61B2017/00004—(bio)absorbable, (bio)resorbable, resorptive

Definitions

  • the present invention relates to a magnesium-based biodegradable metal material and a medical implant device using the same.
  • the present invention relates to a magnesium-based biodegradable metal material capable of controlling the degradation rate after implantation in a living body while maintaining a high strength ductility balance, and a medical use that also includes the force. Implants are about devices.
  • biomaterial used in such a device is superior in mechanical properties as compared with polymer materials and ceramic materials.
  • Such conventional biomedical devices such as artificial dental roots, artificial hip joints, fracture fixation jigs, and stents will remain in the body after being implanted in the body until they are removed by surgery, etc. Some may be desired to be removed immediately after the surrounding tissue is repaired.
  • biodegradable materials that have polymer or ceramic strength, however, may not be a substitute for metal biodevices in terms of mechanical properties.
  • Patent Document 1 Special Table 2001-511049
  • Patent Document 2 JP-A-2004-160236
  • Patent Documents 1 and 2 described above include two or more types of materials that contain magnesium as a main component. The addition of the above alloy elements was necessary.
  • Patent Document 2 does not consider the decomposition rate at all, and there are problems that the use in vivo is limited and the design of the implant device becomes difficult.
  • the metal material of Patent Document 1 is a force that controls the corrosion rate by adjusting the thickness of the material.
  • the resulting implant 'device is limited in its shape such as its thickness by the corrosion rate. Problems arise.
  • Patent Document 2 As with the metal material of Patent Document 2 that cannot be said to be optimized in accordance with the purpose of its decomposition rate force implant device, it has various problems in practical use.
  • conventional general magnesium alloys have high strength by using the force of utilizing precipitation of coarse intermetallic compounds mainly by a combination of supersaturated dissimilar elements or by uniformly dispersing high-concentration precipitates.
  • Such a conventional magnesium alloy has a disadvantage that it is poor in ductility because it depends on dispersion strengthening of intermetallic compounds.
  • magnesium alloy when such a magnesium alloy is used as a magnesium-based biodegradable metal material, an intermetallic compound that has a low possibility of being decomposed in a living environment remains in the body as fine particles, thereby preventing an inflammatory reaction in the living body or obstruction of peripheral blood vessels. There was a fear of provoking. Furthermore, as the additive concentration of alloying elements increases, the main component magnesium may cause the toxicity of ions or compounds produced by the dissolution of the additive elements.
  • rare elements such as rare earth elements
  • the effects on mammals including humans have not been investigated, and their biotoxicity is unknown.
  • the present invention has been made in view of the circumstances as described above, solves the problems of the prior art, and implants 'desired strength' working curability 'without limiting the shape of the device'
  • the object is to provide a new magnesium-based biodegradable metal material that can control the degradation rate in vivo within a wide range while realizing mechanical properties such as ductility.
  • the present invention firstly includes Mg having an inevitable impurity concentration of 0.05 atomic% or less, does not include precipitates / intermetallic compounds, and is an average.
  • a magnesium-based biodegradable metal material characterized in that the crystal grain size is controlled to be 1/4 or less of the minimum part of the member.
  • one element containing 93.5 atomic% or more of Mg as a main component and a metal bond radius larger than that of magnesium as a second component is 1/3 of the solid solution limit concentration with respect to magnesium. The remainder is inevitable impurities, the average crystal grain size is controlled to 1/4 or less of the minimum part of the member, and the uneven distribution concentration of the second component to the grain boundary is within the grain average.
  • a magnesium-based biodegradable metal material characterized by being controlled to a concentration of 1.5 times or more.
  • the metal bond radii of elements are, for example, the Chemical Society of Japan, Chemistry Handbook, Basic Revised 5th edition (Maruzen, Tokyo, 2004), and the solid solution limit concentration for magnesium is, for example, Binary Alloy Phase Diagrams second edition, Pius Updates Version 1.0 (, A3 ⁇ 4 International 199 Rino It is stated.
  • the magnesium-based biodegradable metal material the magnesium-based biodegradation characterized in that the second component is contained by 1/4 or less of the solid solution limit with respect to magnesium.
  • a metallic material is provided.
  • the second component is Au, Ir, Pd, Mn, Zr, Bi, Co, Zn, Pu, Ga, Ag, Al, or Li.
  • the present invention provides a magnesium-based biodegradable metal material characterized by containing any one element.
  • one element containing 93.5 atomic% or more Mg as a main component and a metal bond radius smaller than that of magnesium as a second component is 1/3 or less of the solid solution limit concentration with respect to magnesium. And the balance is inevitable impurities, the average grain size is controlled to 1/4 or less of the smallest part of the member, and the uneven distribution concentration of the second component to the grain boundary is the average concentration in the grain. 1.
  • a magnesium-based biodegradable metal material characterized by being controlled to be twice or more.
  • the metal bond radius of the element is, for example, the Chemical Society of Japan, Chemical Handbook, Basic Edition, 5th edition, Maruzen, Tokyo, 2004, and the solid solution limit concentration for magnesium is, for example, Binary Alloy Phase Diagrams Second edition, Plus Updates Version 1.0 (ASM International 1996) [This gti is described.
  • the magnesium-based biodegradable metal material characterized in that the second component is contained in 1/4 or less of the solid solution limit with respect to magnesium.
  • a metallic material is provided.
  • the second component is Ce, Pr, La, Th, Nd, Ca, Yb, Rb, Y, Gd, Dy, Ho, Tm, Er
  • the present invention provides a magnesium-based biodegradable metal material characterized by containing any one element of any one of Lu, Sc, and In.
  • the present invention provides a medical implant device characterized in that it is at least partially composed of any of the above magnesium-based biodegradable metal materials!
  • the present invention provides a medical implant device characterized in that a tube or a substantially tube-shaped member is made of a magnesium-based biodegradable metal material.
  • the present invention provides a medical implant device characterized in that it is completed within 5 to 6 months after implantation.
  • the present invention provides an implant device characterized in that it can be completed within 1 to 12 weeks after implantation.
  • a medical implant device characterized by being an orthopedic implant.
  • the present invention provides a medical implant device characterized in that it is completed in 6 months to 5 years after implantation in vivo.
  • the present invention provides a medical implant device characterized in that it is completed within 8 months to 3 years after implantation.
  • Fig. 1 is a graph illustrating the degradation rate of pure magnesium having different crystal grain sizes in a cell culture solution.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating the degradation rate in a cell culture medium of magnesium alloys having different compositions.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating the relationship between the steady-state decomposition rate and the second element concentration in a cell culture solution of magnesium alloys having different second element concentrations.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating the relationship between the initial decomposition rate and the second element concentration in a cell culture solution of magnesium alloys having the same composition and different average crystal grain sizes.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating the results of a cytotoxicity test of a sodium chloride magnesium solution.
  • the present invention has the above-described features. Embodiments will be described below.
  • the magnesium-based biodegradable metal material provided by the present invention includes Mg (magnesium) having an inevitable impurity concentration of 0.05 atomic% or less, or a magnesium alloy containing 93.5 atomic% or more of Mg as a main component.
  • the average crystal grain size is controlled to be 1/4 or less of the minimum part of the member.
  • Magnesium is one of the essential biological elements, and is contained in the human body at a ratio of about 1.5 gZkg body weight.
  • the magnesium-based biodegradable metal material having substantially pure magnesium strength as in the present invention has been developed to be used as a biodegradable metal material for medical use.
  • a device that can be used as a substitute for a bone or the like that supports a load is used as a structural material for a living body, so that it has high strength and high ductility as well.
  • alloying is performed by adding other elements, the grain size of the crystal structure is finely controlled, and the uneven concentration of the second component in the grain boundaries is By controlling this, mechanical properties such as strength-ductility balance were secured, and the degradation rate in the body could be controlled.
  • the average crystal grain size is controlled to be 1/4 or less of the minimum part of the member.
  • the crystal grain size is too large even though its thickness is several hundreds / zm, the number of crystal grains per cross section decreases. Then, the anisotropy of the mechanical properties of individual crystals is reflected in the strength properties of the member, and the deformation of the crystal with the lowest strength affects the strength of the device in the direction in which the load acts. . However, as the number of grains per cross section increases, the characteristics of the individual crystals are offset and averaged mechanical properties are obtained.
  • the crystal grain size is too large for application to a micro member.
  • the stent thickness is about 200 / zm, the maximum possible particle size is considered to be 50 m or less.
  • the thickness is about 0.8-4 mm, so the maximum possible particle size is considered to be 200 m or less.
  • the magnesium alloy in the magnesium-based biodegradable metal material of the present invention contains one element as the second component in an amount of 1/3 or less of its solid solution limit concentration with respect to magnesium. Even in this case, it is needless to say that the inevitable impurities are allowed to be contained, for example, 0.05 atom% or less.
  • the second component is more preferably contained in an amount of 1/4 or less of the solid solution limit concentration of magnesium for the element.
  • the second component is more preferably Au, Ir, Pd, Mn, Zr, Bi, Co, Zn, excluding elements that are hardly dissolved in magnesium or elements that are clearly harmful to living organisms.
  • Pu Ga, Ag, Al, Li ⁇ Ce, Pr, La, Th, Nd, Ca, Yb, Rb, Y, Gd, Dy, Ho, Tm, Er, Lu, Sc or In It can be.
  • the second component will be explained more specifically. 0.03 atomic percent or less of Ce, 0.03 atomic percent or less of Pr, 0.033 atomic percent or less of Au, 0.043 atomic percent or less of Ir, 0.047 atomic percent or less of La, 0.067 atomic percent or less Pd below atomic%, Th below 0.17 atomic%, Nd below 0.21 atomic%, Ca below 0.3 atomic%, Mn below 0.3 atomic%, Zr below 0.35 atomic%, Bi below 0.37 atomic%, 0.4 original % Yb, 0.47 atom% Rb, 0.64 atom% Co, 0.8 atom% Zn, 0.8 atom% Pu, 1.0 atom% Ga, 1.3 atom% Y, 1.3 atom % Ag, 1.5 atomic% Gd, 1.6 atomic% Dy, 1.8 atomic% Ho, 2.1 atomic% Tm, 2.4 atomic% Er, 3.0 atomic% Lu, 3.9 atomic%
  • the following are Al, Sc of 5.0 atomic percent or
  • the toxicity of an elemental compound to a living body depends on the concentration (amount) in the living body. If the element is not an essential element, the smaller the amount, the more likely the toxicity will appear. Performance is low.
  • the magnesium-based biodegradable metal material of the present invention first, only an element having low biotoxicity is selected as the second component, and further, the concentration of the element as the second component is not increased more than necessary.
  • the function as a magnesium-based biodegradable metal material without intermetallic compounds should be ensured completely.
  • the limited range of the content of these second components is magnesium for the remaining elements of the Periodic Table 2, 3, 4, 5 and 6 or lanthanoids except for those elements that are clearly biotoxic. It should be set so that the maximum concentration is around 1Z3, which is the solid solution limit concentration, and preferably below 1Z4.
  • the second component constituting the magnesium alloy there are two types, that is, a metal bond radius smaller than that of Mg, a larger one, and a larger one, and it has been found that the functions exhibited by each of them are different.
  • Each element contains less than 1/3, more preferably less than 1/4 of its solid solution limit concentration in the magnesium alloy, and yield strength and strength that impair the basic function as a medical biodegradable metal material.
  • the tensile strength could be increased.
  • the present invention has found that the corrosion resistance of magnesium-based biodegradable metal materials can be controlled by the kind and amount of the second element added.
  • the average crystal grain size can be controlled as described above in such a composition.
  • the above-mentioned second component also includes the main isotopes including radioactive elements Th and Pu.
  • radioactive elements Th and Pu In recent years, research has been conducted on the use of radioisotopes for tumor treatment. This is because it is considered that biodegradable metal materials can be used for such purposes.
  • the range of the content of the second component is a concentration range in which precipitates are not easily generated, high ductility can be obtained in which fracture does not easily progress at the interface of the precipitates.
  • the additive element concentration can be limited to a relatively low concentration, the risk of the additive element causing biotoxicity can be kept low.
  • the selection of the second component has a great influence on the mechanical properties and decomposition rate of the obtained magnesium-based biodegradable metal material.
  • an alloy containing 0.3 atomic% of the second component element has better mechanical properties than pure magnesium, and the alloying
  • the improvement rate of mechanical properties varies depending on the type of the second component element.
  • a magnesium alloy containing 0.3 atomic% Ca has a higher strength than a magnesium alloy containing 0.3 atomic% Li with an average grain size of 1 m.
  • the decomposition rate as shown in Table 3, even with the same average grain size of 1 m, the steady decomposition rate is lower for alloys containing 0.3 atomic% of the second component element than for pure magnesium. Thus, the effect of alloying is clear.
  • the degree of decrease in the steady decomposition rate differs depending on the type of the second component element.
  • a magnesium alloy containing 0.3 atomic% of Ca has a smaller steady-state decomposition rate than a magnesium alloy having an average grain size of 1 m and containing 0.3 atomic% of Li.
  • an alloy containing an element having a large metal bond radius tends to have a lower steady-state decomposition rate than an alloy containing an element smaller than the metal bond radius force. is there.
  • the decomposition rate of the alloy can also be changed by changing the concentration of the second component element. As shown in Table 3 or Figure 3, the steady-state decomposition rate of an alloy with an average grain size of about 1 ⁇ m and containing 0.3%, 0.6%, or 1.0at% of Li is dependent on the concentration of the second component element. One It is obvious that it will change.
  • the mechanical characteristics and decomposition rate of the magnesium-based biodegradable metal material of the present invention include the average crystal grain size, the type and concentration of the second component element, and the uneven concentration of the second component in the grain boundary. It is greatly involved that changes. By distributing the second component element unevenly at the grain boundaries, the grain boundaries are strengthened, which is thought to contribute to increasing the strength and decreasing the decomposition rate of the magnesium alloy. For example, specifically, in the magnesium alloy of the present invention, the uneven concentration of the second component in the grain boundaries is controlled to be 1.5 times or more the average concentration in the crystal grains.
  • the difference between the uneven concentration of the second component in the grain boundary and the average concentration in the crystal grain varies depending on the crystal grain size of the alloy and the type and concentration of the second component element.
  • the maximum concentration of the second component element at the grain boundary is the solid solution limit value for magnesium of that element. Therefore, if the concentration of the second component element is the solid solution limit concentration, in an ideal case (where no precipitate is formed), the grain boundary concentration of the second component is the average concentration within the crystal grain (in this case, the solid solution concentration). It is the same as the solubility limit concentration) and is not unevenly distributed. Therefore, the closer the second component concentration is to the solid solution limit value, the smaller the difference between the uneven distribution concentration of the second component at the grain boundaries and the average concentration in the crystal grains.
  • the smaller the crystal grain size the more crystal grain boundaries and the higher the possibility that the second component element is unevenly distributed in the crystal grain boundaries.
  • the crystal grain size is large, that is, in order to perform crystal growth, it is necessary to place the material at a higher temperature. Therefore, the substance diffusion inside the material proceeds, and the second component at the grain boundary is advanced. The uneven distribution of elements is reduced. Therefore, the larger the grain size of the material, the smaller the difference between the uneven concentration of the second component in the grain boundaries and the average concentration in the grains.
  • the diffusion rate in the magnesium alloy varies, and the uneven distribution in the grain boundary changes.
  • the difference between the uneven concentration of the second component element at the grain boundaries and the average concentration within the grains is determined by the combination of the crystal grain size of the magnesium alloy, the type of the second component element, and the concentration of the second component element. These three elements cannot be controlled independently.
  • the difference between the concentration of the second component element at the grain boundaries and the average concentration within the grains affects the mechanical properties of magnesium alloys (strength and ductility balance) and the degradation rate in vivo.
  • Table 4 shows the difference between the uneven concentration of the second component element of the magnesium-based biodegradable metal material in the present invention at the grain boundary and the average concentration in the crystal grain. Even in the case of the same alloy containing the second component of 0.3 atomic%, it is clear that the difference between the uneven concentration at the grain boundary and the average concentration within the grain depends on the type and concentration of the second component element. .
  • the control of the average crystal grain size is realized, for example, by utilizing the structure control by the processing process.
  • the crystal grain size can be controlled by carrying out strong strain processing above the temperature at which recrystallization of the material occurs, for example, extrusion and rolling.
  • Control of the average grain size is not limited to such extrusion / rolling processes, but in the case of extrusion-rolling processes, strong processing above the recrystallization temperature as described above is indispensable. is there.
  • the extrusion ratio (cross-sectional area ratio) is, for example, about 16 to: LOO, and it is shown as a preferable example that the processing is stronger than the normal extrusion processing.
  • the magnesium-based biodegradable metal material of the present invention has a strength-extensibility balance and a decomposition rate by controlling the solid solution state of the second component in magnesium and the uneven distribution state in the grain boundaries. Controlled to the desired value.
  • the control of the solid solution state of the second component and the uneven distribution state at the grain boundaries is realized by utilizing the structure control by the machining process together with the selection of the composition as described above.
  • the medical implant device provided by the present invention is characterized in that at least a part thereof is composed of the magnesium-based biodegradable metal material.
  • a tube or a tubular member can be considered.
  • an implant device force coil, shield, stent, wire braid, clip, plug, etc. may be used.
  • These medical implants' devices can adjust the composition and crystal grain size, that is, the type and amount of the second component, and the uneven distribution state thereof, to reduce the degradation rate (until degradation is terminated after implantation in vivo). Period) can be controlled.
  • the control range can be up to 5 days to several years, and can range from 1 week to 12 weeks after implantation, depending on the application.
  • the medical implant device provided by the present invention can have high strength and high ductility, and thus can be realized as an orthopedic implant.
  • the selection of the particle size and the second component and the uneven distribution state thereof can be controlled so that the decomposition in vivo is completed in 6 months to 5 years after implantation.
  • the in vivo decomposition may be controlled so that the in vivo decomposition is completed within 8 months to 3 years after implantation.
  • the above-described medical implant 'the entire degradation period of the device is not limited to the degradation rate of the biodegradable metal material, but also due to its size and shape. Since materials can achieve a wide range of decomposition rates, the decomposition period can be set in consideration of the decomposition rate per unit volume or unit area.
  • biodegradable metal material of the present invention is pure magnesium or a binary alloy of magnesium, such fine adjustment of the decomposition rate can be performed more easily and accurately.
  • the culture medium was replaced every day by 15 mL, and magnesium ions were quantified using the collected liquid.
  • the 37 ° C, 5% CO environment is close to that in the human body.
  • tissue fluid intercellular fluid
  • the component is close to plasma.
  • the amount of plasma per adult is approximately 2.75 L, of which 1.5 L is excreted as urine per day.
  • the amount of culture medium used for soaking was set as 1/100 scale for adults.
  • the bottom of the test piece used was in contact with the bottom of the glass bottle, only the top and side surfaces were calculated as the surface area of the test piece in contact with the culture solution.
  • Figure 1 shows the total magnesium ion elution during the 14-day immersion period.
  • the values shown in the figure are the average values of three samples immersed in one alloy.
  • Table 2 shows the mechanical properties of the existing magnesium alloys described in ASM Specialty Handbook, Magnesium and magnesium alloys, (Materials Park, OH, ASM International, 1999), p. 170. It was.
  • Table 3 shows the results of high-resolution observation and measurement of element concentration distribution by nano-EDS for an alloy containing 0.3 atomic% Y, Ca, or A1 prepared under the same conditions as in Example 2.
  • the average concentration in the crystal grains is 0.3 atomic%, and in the vicinity of the grain boundary, it is 0.9 atomic%, triple the concentration.
  • the average concentration in the crystal grains is 2.7 atomic%, and the concentration in the vicinity of the grain boundary is 0.74 atomic%, which is 2.7 times the concentration.
  • 0.49 atomic% was found to be unevenly distributed in the vicinity of the grain boundary, which is 1.4 times the concentration.
  • the magnesium alloy of the present invention satisfies the range of mechanical properties of existing materials, and exhibits high strength or higher strength and high ductility.
  • Quantification of magnesium ions eluted in the nutrient solution was performed by the xylidyl blue method. However, the culture broth was replaced every day by 15 mL, and the elution amount of the liquid collected for replacement was measured.
  • the shape of the sample was either an oval type with a width of about 4 mm, a length of about 14 mm, and a thickness of about 2 mm, or a disk with a diameter of about 8 mm and a thickness of about 2 mm.
  • An immersion test was performed on 2 to 3 samples of each alloy, and the average was obtained.
  • the steady decomposition rate is higher than when Zn, Al, Li, which has a smaller metal bond radius, is added. It was confirmed to be lower.
  • Table 4 shows the magnesium ion concentration eluted on the first day and the average value per day of the magnesium ion concentration eluted on the 6th to 14th days for the results of Examples 1 and 4.
  • the former can be considered as the initial decomposition rate of magnesium alloy in vivo, and the latter as the decomposition rate in steady state.
  • the latter is shown in Figs. 1 and 2, from 6 to 14 days of total dissolution.
  • the slope of the output graph was obtained by the method of least squares.
  • the results are average values of 3 samples, and the parentheses indicate standard deviations.
  • the existing material contains high volume fraction of intermetallic compounds, intermetallic compounds that are unlikely to decompose in the living environment may remain in the body as fine particles, causing inflammatory reactions in the living body and obstruction of peripheral blood vessels. is there.
  • the existing material has a slightly lower leaching amount on the first day than the magnesium alloy of the present invention, that is, the initial decomposition rate. is there.
  • the magnesium alloy of the present invention can have a wider steady-state decomposition rate than existing materials.
  • the degradation rate in vivo could be controlled in a wider range than the degradation rate range of existing materials in the developed alloy.
  • Example 1 For these samples, a 5% CO incubator maintained at 37 ° C in the same manner as in Example 1.
  • the culture solution was changed every day by 15 mL, and the elution amount of the solution collected for replacement was measured.
  • the shape of the sample was either an oval type with a width of about 4 mm, a length of about 14 mm, and a thickness of about 2 mm, or a disk with a diameter of about 8 mm and a thickness of about 2 mm.
  • An immersion test was performed on each alloy using 2 to 3 samples, and the average was obtained.
  • the average values of the magnesium ion elution concentration on the first day and the elution concentration on the 6th to 14th days were determined, and the results are shown in FIG. 3 and Table 4.
  • the sample was immersed in 27.5 mL of cell culture medium for 1 day, and magnesium ions eluted in the culture medium were quantified by the xylidyl blue method.
  • Fig. 4 shows the results for alloys containing A1
  • Table 4 shows the initial decomposition rates for all alloys.
  • the average stent size is 3mm in diameter, 20mm in length, 15% of metal Z blood vessel, 0 thickness Assuming a 15 mm strut width of 0.1 mm, the total surface area is 113 mm 2 . From the values shown in Table 4 above, the initial degradation rate of this stent was 25. 67 mg / L for a pure magnesium material with an average crystal grain size of 5 m, which had the greatest degradation rate, and the most degradation rate. It is 15. 46 mgZL for an alloy containing 0.3 atomic% Dy with a low speed.
  • FIG. 5 shows the results of cytotoxicity evaluation of 1M solution of magnesium chloride hexahydrate using mouse fibroblast L929 based on the Japanese Pharmacopoeia.
  • the stent of the present invention made of a pure magnesium material having a high average decomposition particle size of 5 m can be determined not to be toxic to the living body during decomposition in vivo.
  • the concentration that inhibits the growth of mouse fibroblasts L929 by 50% (IC) is:
  • ⁇ 1 ( ⁇ ) is 4.18mM
  • InCl force is reported to be 145mM.
  • the elution amount was estimated using a magnesium alloy containing 0.3 atomic% In as an example.
  • magnesium which is one of the biological trace essential elements, and its alloy strength
  • a biodegradable alloy for medical use that is broken down and absorbed by the body is provided. Furthermore, by controlling the material composition and crystal grain size, the degradation rate in vivo can be achieved while achieving the desired mechanical properties such as 'work-hardening' and ductility required for each device. Can be controlled.
  • magnesium alloys can achieve the desired strength 'work hardening', ductility, and other mechanical properties and decomposition rates with a simple structure in which only one type of alloy element is added. Etc. can be managed more precisely.
  • an orthopedic implant such as a biodegradable fracture fixing jig is realized by the magnesium-based biodegradable metal material of the present invention.
  • the problem of stent restenosis is solved, and it is not necessary to remove a bone plate or the like by reoperation.
  • This will provide a magnesium-based biodegradable metal material that can be applied to regenerative medicine for hard tissues under load.

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Abstract

　インプラント・デバイスの形状を制限することなく、所望の強度・加工硬化性・延性等の力学的特性を実現しながら、生体内における分解速度を広い範囲で制御することができる、新しい生分解性金属材料として、主たる成分をＭｃとし、不可避的不純物濃度が０．０５原子％以下のＭｇであって、析出物・金属間化合物を含まず、平均結晶粒径が平均結晶粒径が部材の最小部位の1/4以下に制御されているマグネシウム系生分解性金属材料を提供する。

Description

マグネシウム系生分解性金属材料
技術分野
[0001] 本発明は、マグネシウム系生分解性金属材料とこれを用いた医療用インプラント' デバイスに関するものである。
さらに詳しくは、本発明は、強度一延性バランスが高く維持されたまま、生体内に埋 入後の分解速度を制御することができるマグネシウム系生分解性金属材料と、それ 力も構成される医療用インプラント 'デバイスに関するものである。
背景技術
[0002] 医療の分野で既に用いられている金属製生体用デバイスは、骨や歯など強度を必 要とする部位に用いられることが多 、。
これは、このようなデバイスに用いられる生体用金属材料が、高分子材料およびセ ラミックス材料と比較して力学特性に優れているからである。
このような従来の人工歯根、人工股関節、骨折固定治具、ステント等の金属製生体 用デバイスは、体内埋入後は手術等により抜去されるまで体内に残存することになる 力 デバイスによっては、周辺組織の修復後に速やかに除去されることが望ましいも のもある。
[0003] たとえば、冠動脈ステントの場合は、狭窄部の開口により損傷した血管組織が修復 した後は不要になる。
し力しながら、除去には開胸手術が求められ、患者に肉体的、精神的、時間的、金 銭的な大きな負担を与えるため、ほとんどの場合体内に残されたままである。
このような場合、デバイスを構成する金属材料と生体組織の力学特性が異なるため 、心臓の拍動の度にデバイス周辺の血管組織に力学的刺激を加え、結果として内膜 肥厚による再狭窄を誘発させてしまうと考えられている。
また、骨折固定治具についても、再手術による除去を行わない例も多いが、骨より も強度に優る金属製固定治具により荷重が支持されるため、骨に十分な荷重が加わ らず適切な骨修復が行われな ヽケースも報告されて ヽる。 [0004] このような状況下、高分子あるいはセラミックス力 なる生分解性材料が提案されて いる。
し力しながら、高分子あるいはセラミックス力もなる生分解性材料は、力学特性等の 点において、金属製生体用デバイスの代替となり得ない場合があった。
一方で、生体内で分解される金属材料カゝらなるインプラント 'デバイスが提案されて もいる（例えば、特許文献 1および 2参照)。
特許文献 1：特表 2001— 511049号公報
特許文献 2 :特開 2004— 160236号公報
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0005] し力しながら、上記の特許文献 1および 2の金属材料は、マグネシウムを主成分とす るものを含むものである力 機械的な特性を満足させるために、実際的には、 2種以 上の合金元素の添カ卩を必要とするものであった。
そして、特許文献 2の金属材料は、その分解速度については一切考慮しておらず、 生体内での用途が限定されるとともに、インプラント 'デバイスの設計が困難となると いう問題があった。
一方の特許文献 1の金属材料は、その材料の厚みを調整することで腐食速度を制 御するものである力 得られるインプラント 'デバイスはその厚み等の形状が腐食速度 により制限されてしまうと 、う問題が生じる。
たとえば、短期間で腐食を完了させるためにはインプラント 'デバイスの厚みを薄く する必要がある力 厚みの減少によって強度が低下してしまい、インプラント 'デバィ スを金属材料で作製するメリットが少なくなるという問題があった。
すなわち、その分解速度力 ンプラント 'デバイスの目的に合わせて最適化されて いるとは言い難ぐ特許文献 2の金属材料と同様に、実用には様々な問題を抱えて いるものである。
また、従来の一般的なマグネシウム合金は、主として過飽和な異種元素の組み合 わせによる粗大金属間化合物の晶出ゃ析出を利用する力 または高濃度の析出物 を均一分散させることにより、高強度化を実現させていた。 し力しながら、そのような従来のマグネシウム合金は、金属間化合物の分散強化に 依存して!/、るため延性に乏 、と!/、う欠点があった。
また、そのようなマグネシウム合金をマグネシウム系生分解性金属材料として使用 すると、生体環境下で分解する可能性の低い金属間化合物が微粒子として体内に 残留し、生体の炎症反応や抹消血管の閉塞を惹起する恐れがあった。さらに、合金 元素の添加濃度が高くなるにつれ主成分とするマグネシウムではなぐ添加元素が 溶出して生成されるイオンまたは化合物の毒性が現われる恐れがあった。
さらに、希土類元素など、人類の利用経験が浅い元素については、ヒトを始めとす る哺乳類への影響はほとんど調べられておらず、その生体毒性は未知である。
[0006] そこで、本発明は、以上のとおりの事情に鑑みてなされたものであり、従来技術の 問題点を解消し、インプラント 'デバイスの形状を制限することなぐ所望の強度'加工 硬化性'延性等の力学的特性を実現しながら、生体内における分解速度を広い範囲 で制御することができる、新し ヽマグネシウム系生分解性金属材料を提供することを 課題としている。
課題を解決するための手段
[0007] 本発明は、上記の課題を解決するものとして、まず第 1には、不可避的不純物濃度 が 0. 05原子％以下の Mgであって、析出物 ·金属間化合物を含まず、平均結晶粒 径が平均結晶粒径が部材の最小部位の 1/4以下に制御されていることを特徴とする マグネシウム系生分解性金属材料を提供する。
[0008] そして第 2には、主成分として 93. 5原子％以上の Mgを含み、第二成分としてマグ ネシゥムよりも金属結合半径の大きい一元素をそのマグネシウムに対する固溶限界 濃度の 1/3以下含有されているとともに、残部が不可避的不純物であって、平均結晶 粒径が部材の最小部位の 1/4以下に制御され、第二成分の結晶粒界への偏在濃度 が結晶粒内平均濃度の 1. 5倍以上に制御されていることを特徴とするマグネシウム 系生分解性金属材料を提供する。
元素の金属結合半径は例えば日本化学会編、化学便覧 基礎編 改訂 5版 (丸善 、東京、 2004)に、マグネシウムに対する固溶限界濃度は、例えば Binary Alloy Phase Diagrams second edition, Pius Updates Version 1.0 (,A¾ International 199りノ【こ己 述されている。
[0009] 第 3には、上記のマグネシウム系生分解性金属材料について、前記第二成分がそ のマグネシウムに対する固溶限界の 1/4以下含有されていることを特徴とするマグネ シゥム系生分解性金属材料を提供する。
[0010] 第 4には、上記マグネシウム系生分解性金属材料について、前記第二成分が Au、 I r、 Pd、 Mn、 Zr、 Bi、 Co、 Zn、 Pu、 Ga、 Ag、 Al、または Liの中の何れか 1元素を含有す ることを特徴とするマグネシウム系生分解性金属材料を提供する。
[0011] 第 5には、主成分として 93. 5原子％以上の Mgを含み、第二成分としてマグネシゥ ムよりも金属結合半径の小さい一元素をそのマグネシウムに対する固溶限界濃度の 1 /3以下含有されているとともに、残部が不可避的不純物であって、平均結晶粒径が 部材の最小部位の 1/4以下に制御され、第二成分の結晶粒界への偏在濃度が結晶 粒内平均濃度の 1. 2倍以上に制御されていることを特徴とするマグネシウム系生分 解性金属材料を提供する。
元素の金属結合半径は例えば日本化学会偏、化学便覧 基礎編 改訂 5版、丸善 、東京、 2004に、マグネシウムに対する固溶限界濃度は、例えば Binary Alloy Phase Diagrams Second edition, Plus Updates Version 1.0 (ASM International 1996)【こ gti 述されている。
[0012] 第 6には、上記のマグネシウム系生分解性金属材料について、前記第二成分がそ のマグネシウムに対する固溶限界の 1/4以下含有されていることを特徴とするマグネ シゥム系生分解性金属材料を提供する。
[0013] 第 7には、上記マグネシウム系生分解性金属材料について、前記第二成分が Ce、 Pr、 La、 Th、 Nd、 Ca、 Yb、 Rb、 Y、 Gd、 Dy、 Ho、 Tm、 Er、 Lu、 Scまたは Inの中の何れ力 1元素を含有することを特徴とするマグネシウム系生分解性金属材料を提供する。
[0014] 第 8には、少なくとも一部が上記いずれかのマグネシウム系生分解性金属材料で構 成されて!/ヽることを特徴とする医療用インプラント ·デバイスを提供する。
[0015] 第 9には、管ないしは略管形状の部材がマグネシウム系生分解性金属材料で構成 されて ヽることを特徴とする医療用インプラント ·デバイスを提供する。
[0016] 第 10には、デバイス力 コイル、シールド、ステント、ワイヤ編物、クリップ、栓のいず れかであることを特徴とする医療用インプラント 'デバイスを提供する。
[0017] 第 11には、生体内での分解力 埋入後 5日〜 6ヶ月で終了することを特徴とする医 療用インプラント ·デバイスを提供する。
[0018] 第 12には、生体内での分解力 埋入後 1週間〜 12週間で終了することを特徴とす るインプラント ·デバイスを提供する。
[0019] 第 13には、整形外科用インプラントであることを特徴とする医療用インプラント'デ バイスを提供する。
[0020] 第 14には、生体内での分解力 埋入後 6ヶ月〜5年で終了することを特徴とする医 療用インプラント ·デバイスを提供する。
[0021] 第 15には、生体内での分解力 埋入後 8ヶ月〜3年で終了することを特徴とする医 療用インプラント ·デバイスを提供する。
図面の簡単な説明
[0022] [図 1]図 1は、結晶粒径の異なる純マグネシウムの細胞培養液中における分解速度を 例示した図である。
[図 2]図 2は、組成の異なるマグネシウム合金の細胞培養液中の分解速度を例示した 図である。
[図 3]図 3は、第二元素濃度の異なるマグネシウム合金の細胞培養液中の定常分解 速度と第二元素濃度との関係を例示した図である。
[図 4]図 4は、組成が同一であり、平均結晶粒径が異なるマグネシウム合金の細胞培 養液中の初期分解速度と第二元素濃度との関係を例示した図である。
[図 5]図 5は、塩ィ匕マグネシウム溶液の細胞毒性試験の結果を例示した図である。 発明を実施するための最良の形態
[0023] 本発明は上記のとおりの特徴をもつものである力 以下にその実施の形態につい て説明する。
[0024] 本発明が提供するマグネシウム系生分解性金属材料は、不可避的不純物濃度が 0 . 05原子％以下の Mg (マグネシウム）、もしくは主成分として 93. 5原子％以上の Mg を含むマグネシウム合金であって、平均結晶粒径が部材の最小部位の 1/4以下に制 御されて!ヽることを特徴とする。 [0025] このマグネシウムは生体必須元素の一つであり、人体には約 1. 5gZkg体重の割 合で含まれている。
経口投与による過剰症は確認されておらず、生体為害性の低い元素であり、生体内 で分解されてマグネシウムイオンおよび分解ィ匕合物が生成しても、生体為害性を示 す可能性は非常に低い。
また、体液のように塩類等の存在する水溶液中では耐食性に劣るため、腐食する。 そのため、本発明のようなほぼ純マグネシウム力 なるマグネシウム系生分解性金属 材料には、医療用生分解金属材料として利用されるべく開発されている。
し力しながら、単純な純マグネシウムの機械的特性は、作製するデバイスによって は必ずしも十分ではない。
特に、荷重を支える骨等の代替となるデバイスは、いわば生体用構造材料として使 用されるため、高強度であることは勿論、高延性も求められる。
同時に、生体内で所望の期間荷重を支えるため、分解速度をも制御可能である必 要がある。
そこで、本発明の医療用生分解金属材料では、他の元素の添カ卩により合金化した り、結晶組織の粒径を微細に制御し、かつ、第二成分の結晶粒界への偏在濃度を制 御することにより、強度-延性バランス等の機械的特性を確保するとともに、体内で の分解速度を制御できるようにした。
[0026] 本発明のマグネシウム系生分解性金属材料は、平均結晶粒径が部材の最小部位 の 1/4以下に制御されている。
マグネシウム及びその合金の結晶粒径を変化させると、その機械的特性および分 解速度等が変化する。表 1に示した結晶粒径の異なるマグネシウム系生分解性金属 材料の機械的特性値から、結晶粒微細化による高強度化の効果は明らかである。 また、結晶粒径が小さくなると、耐食性に影響を及ぼす結晶粒界が増えるため、分 解速度が大きくなる傾向がある。図 1および表 3に示した結晶粒径の異なるマグネシ ゥム系生分解性金属材料の分解速度の値から、 5 mまでは結晶粒微細化により分 解速度が高くなる傾向が明らかである。 1 m材については、 5 m材よりも分解速度 が減少している力 これはある限界値よりも結晶粒径が小さくなると、結晶粒界の影響 が及ぶ範囲が結晶粒内の全ての領域に達するため、結果的に試料全体が均質化さ れるためと考えられる。
以上のように、結晶粒径を制御することにより、マグネシウム系生分解性材料の機 械的特性 ·分解速度を制御することが可能である。
ステントなどの小さなデバイスを考えた場合、その厚さが数百/ z mであるのにあまり 結晶粒径が大きいと、断面当たりの結晶粒の数が少なくなる。そうすると、個々の結 晶の機械的特性の異方性が部材の強度特性に反映されることになり、荷重の作用す る方向に対し、最も強度が低い結晶の変形がデバイスの強度を左右する。しかし、断 面当たり結晶粒の数が多くなると、個々の結晶の特性は相殺され、平均化した機械 的特性が得られるようになる。
これらのことから、微小部材に適用するためには、結晶粒径があまり大きすぎること は好ましくない。ステントの厚さが 200 /z m程度であることを考えると、取りうる粒径の最 大値は 50 m以下と考えられる。ミニ'マイクロプレートシステム等では、厚さが 0.8-4 mm程度であるので、取りうる粒径の最大値は 200 m以下と考えられる。
本発明のマグネシウム系生分解性金属材料におけるマグネシウム合金にっ 、ては 、前記第二成分として一元素をそのマグネシウムに対する固溶限界濃度の 1/3以下 含有されている。この場合であっても、不可避的不純物の含有が許容されることは言 うまでもなぐ例えば 0.05原子％以下の不純物の含有が許容される。
そして、上記の第二成分は、より好ましくはその元素のマグネシウムに対する固溶 限界濃度の 1/4以下含有されている。
そして、上記の第二成分は、より好ましくはマグネシウムに対してほとんど固溶しな い元素や生体為害性の明らかな元素を除いた Au、 Ir、 Pd、 Mn、 Zr、 Bi、 Co、 Zn、 Pu、 Ga、 Ag、 Al、 Liゝ Ce、 Pr、 La、 Th、 Nd、 Ca、 Yb、 Rb、 Y、 Gd、 Dy、 Ho、 Tm、 Er、 Lu、 Sc 又は Inの中の何れか 1元素とすることができる。
第二成分についてより具体的に説明すると、 0.03原子％以下の Ce、 0.03原子％以 下の Pr、 0.033原子％以下の Au、 0.043原子％以下の Ir、 0.047原子％以下の La、 0. 067原子％以下の Pd、 0.17原子％以下の Th、 0.21原子％以下の Nd、 0.3原子％以 下の Ca、 0.3原子％以下の Mn、 0.35原子％以下の Zr、 0.37原子％以下の Bi、 0.4原 子％以下の Yb、 0.47原子％以下の Rb、 0.64原子％以下の Co、 0.8原子％以下の Zn 、 0.8原子％以下の Pu、 1.0原子％以下の Ga、 1.3原子％以下の Y、 1.3原子％以下 の Ag、 1.5原子％以下の Gd、 1.6原子％以下の Dy、 1.8原子％以下の Ho、 2.1原子 %以下の Tm、 2.4原子％以下の Er、 3.0原子％以下の Lu、 3.9原子％以下の Al、 5.0 原子％以下の Sc、 5.7原子％以下の Li、 6.5原子％以下の Inとなる。
さらに好ましくは、 0.023原子％以下の Ce、 0.023原子％以下の Pr、 0.025原子％以 下の Au、 0.033原子％以下の Ir、 0.035原子％以下の La、 0.05原子％以下の Pd、 0.1 3原子％以下の Th、 0.16原子％以下の Nd、 0.23原子％以下の Ca、 0.23原子％以下 の Mn、 0.26原子％以下の Zr、 0.28原子％以下の Bi、 0.3原子％以下の Yb、 0.35原 子％以下の Rb、 0.48原子％以下の Co、 0.6原子％以下の Zn、 0.6原子％以下の Pu 、 0.79原子％以下の Ga、 0.94原子％以下の Y、 0.96原子％以下の Ag、 1.1原子％以 下の Gd、 1.2原子％以下の Dy、 1.4原子％以下の Ho、 1.6原子％以下の Tm、 1.8原 子％以下の Er、 2.3原子％以下の Lu、 3.0原子％以下の Al、 3.8原子％以下の Sc、 4. 3原子％以下の Li、 4.9原子％以下の Inとなる。
既存の一般的なマグネシウム合金は、主として過飽和な異種元素の組み合わせに よる粗大金属間化合物の晶出ゃ析出を利用するか、または高濃度の析出物を均一 分散させることにより、高強度化を実現させていた。
し力しながら、そのような従来のマグネシウム合金は、金属間化合物の分散強化に 依存して!/、るため延性に乏 、と!/、う欠点があった。
また、そのようなマグネシウム合金をマグネシウム系生分解性金属材料として使用す ると、生体環境下で分解する可能性の低い金属間化合物が微粒子として体内に残 留し、生体の炎症反応や抹消血管の閉塞を惹起する恐れがあった。さらに、合金元 素の添加濃度が高くなるにつれ主成分とするマグネシウムではなぐ添加元素が溶 出して生成されるイオンまたは化合物の毒性が現われる恐れがあった。
希土類元素など、人類の利用経験が浅い元素については、ヒトを始めとする哺乳類 への影響はほとんど調べられておらず、その生体毒性は未知である。
一般に、元素化合物の生体に対する毒性は、生体内における濃度（量）に依存して おり、その元素が必須元素でないならば、微量であればあるほど毒性の現われる可 能性は低くなる。
そのため、本発明のマグネシウム系生分解性金属材料では、まず、第二成分として 生体毒性の低い元素のみを選択し、さらに必要以上に第二成分としての元素の濃度 を高くせず、析出物 ·金属間化合物を含まずにマグネシウム系生分解性金属材料と しての機能を完全に確保するようにして ヽる。
これらの第二成分の含有量の限定範囲は、周期律表 2, 3, 4, 5および 6族または ランタノイドに含まれる元素のうち、生体毒性の明らかな元素を除く残りの元素につい て、マグネシウムへの固溶限界濃度の 1Z3程度を最高濃度とする範囲、望ましくは 1 Z4程度以下の範囲となるように設定するようにして!/、る。
マグネシウム合金を構成する第二成分としては、 Mgよりも金属結合半径の小さ 、も のと大き 、ものとの二種類が存在し、それぞれに発揮する機能が異なるものであるこ とを見いだした。
何れの元素も、そのマグネシウム合金に対する固溶限界濃度の 1/3以下、より好ま しくは 1/4以下の含有により医療用生分解金属材料としての基本的な機能を損なうこ となぐ降伏強度および引張強さを高くすることができた。
し力し、金属結合半径の小さい、 Au, Ir, Pd, Mn, Co, Ga, Ag、 Al、 Zn、 Zr、 Bi 、 Pu、 Liよりも、金属結合半径の大きい、 Ce, Pr, La, Th, Rb, Ho, Tm, Er, Lu、 Nd、 Ca、 Yb、 Y、 Gd、 Dy、 Sc、 Inを添加すると定常分解速度が低くなることを見い だした。
つまり、本発明は、マグネシウム系生分解性金属材料において、添加する第二元 素の種類と量によりその耐食性を制御できることを見いだしたものである
そして、本発明では、このような組成において上記のとおりの平均結晶粒径の制御 が可能であることを確認して 、る。
なお、生体毒性の明らかな元素とは、「経口投与による金属および金属化合物のラ ットに対する半数致死量（LD )」（山本玲子、まてりあ， 43 (8) , 639-642, 2004)
50
より、毒物劇物取締法により規制基準として掲げられている動物に対する経口投与に よる半数致死量が 300mgZkg以下の元素、または「金属は人体になぜ必要力」（桜 井弘著、講談社、 1996)に挙げられた毒性元素を基準としている。 また、上記第二成分には、主な同位体が放射性元素である Th、 Puをも含めている 力 これは近年放射性同位元素を腫瘍の治療に利用するという研究がなされており、 本発明の生分解金属材料もそのような目的で使用可能とすることが考慮されるため である。
このような第二成分の含有量の範囲は、析出物を生じにくい濃度範囲であるため、 析出物の界面等で破壊が容易に進展することがなぐ高い延性を得ることができる。 同時に、添加元素濃度を比較的低濃度に限定できるため、添加元素が生体毒性を 引き起こす危険性を低く押さえることができる。
なお、この第二成分の選択は、得られるマグネシウム系生分解性金属材料の機械 的特性および分解速度等に大きな影響を及ぼす。
表 1に示すように、同じ 1 mの平均結晶粒径であっても、純マグネシウムよりも 0.3 原子 %の第二成分元素を含む合金の方が、機械的特性に優れており、合金化の効果 は明らかである。また、第二成分元素の種類により、機械的特性の向上割合が異なる ことも明らかである。たとえば、平均結晶粒径 1 mであり、 0.3原子％の Liを含むマグネ シゥム合金よりも、 0.3原子％の Caを含むマグネシウム合金の方力 強度が高い。 分解速度についても、表 3に示すように、同じ 1 mの平均結晶粒径であっても、純 マグネシウムよりも 0.3原子 %の第二成分元素を含む合金の方が、定常分解速度が小 さくなり、合金化の効果は明らかである。また、第二成分元素の種類により、定常分解 速度の減少度が異なることも明らかである。たとえば、平均結晶粒径 1 mであり、 0.3 原子％の Liを含むマグネシウム合金よりも、 0.3原子％の Caを含むマグネシウム合金の 方が、定常分解速度は小さい。 0.3原子 %の第二成分元素を含む合金の場合、金属 結合半径力 よりも小さい元素を含む合金よりも、金属結合半径が大きい元素を含 む合金の方が、定常分解速度が小さくなる傾向がある。ただし、これらは個々の第二 成分元素で、マグネシウムおよび生体内環境との関係が異なるため一概に言えるも のではなぐおおよその目安とすることができる。
第二成分元素の濃度を変化させることによつても、合金の分解速度を変化させるこ とができる。表 3または図 3に示すように、平均結晶粒径が約 1 μ mであり、 Aほたは Li を 0.3、 0.6または 1.0原子 %含む合金の定常分解速度は第二成分元素の濃度によつ て変化することが明らかである。
このように、同じ平均結晶粒径であっても、第二成分の選択およびその濃度の制御 により強度および分解速度が変化されるため、両者のバランスを所望のものとしたマ グネシゥム系生分解性金属材料を実現することが可能となる。
本発明のマグネシウム系生分解性金属材料の機械的特性ならびに分解速度には 、その平均結晶粒径、第二成分元素の種類と濃度の制御の結果、第二成分の結晶 粒界への偏在濃度が変化することが大きく関与する。結晶粒界に第二成分元素を偏 在させることにより、結晶粒界が強化され、マグネシウム合金の高強度化および分解 速度低下に貢献していると考えられる。たとえば、具体的には、本発明のマグネシゥ ム合金については、第二成分の結晶粒界への偏在濃度が結晶粒内での平均濃度 の 1. 5倍以上となるように制御されている。
第二成分の結晶粒界への偏在濃度と結晶粒内の平均濃度との差異は、合金の結 晶粒径、第二成分元素の種類と濃度により変化する。第二成分元素の結晶粒界に おける最大濃度は、その元素のマグネシウムに対する固溶限界値である。したがって 、第二成分元素濃度が固溶限界濃度であれば、理想的な (析出物を生じない)場合 には、第二成分の結晶粒界濃度は結晶粒内の平均濃度 (この場合は固溶限界濃度 )と同じであり、偏在はしない。したがって、第二成分濃度が固溶限界値に近いほど、 第二成分の結晶粒界への偏在濃度と結晶粒内の平均濃度の差は小さくなる。
一方、結晶粒径が小さい程、結晶粒界は多くなり、結晶粒界に第二成分元素が偏 在する可能性が高くなる。また、結晶粒径が大きい場合、すなわち結晶成長をさせる ためには、より高い温度下に材料を置くことが必要になり、したがって材料内部にお ける物質拡散は進み、結晶粒界における第二成分元素の偏在は小さくなる。したが つて、大きな結晶粒径を有する材料ほど、第二成分の結晶粒界への偏在濃度と結晶 粒内の平均濃度との差異は小さくなる。
また、第二成分元素の種類により、その大きさや重さなどの特性が異なるゆえ、マグ ネシゥム合金内における拡散速度が異なり、結晶粒界への偏在のしゃすさが変化す る。
このように、第二成分元素の結晶粒界への偏在濃度と結晶粒内での平均濃度の差 異は、マグネシウム合金の結晶粒径、第二成分元素の種類、第二成分元素の濃度 の組み合わせにより決まる。これら 3要素単独で制御できるものではな 、。
第二成分元素の結晶粒界への偏在濃度と結晶粒内における平均濃度の差異は、 マグネシウム合金の機械的特性 (強度一延性バランス)ならびに生体内における分解 速度に影響を与える。
[0032] 本発明におけるマグネシウム系生分解性金属材料の第二成分元素の結晶粒界へ の偏在濃度と結晶粒内における平均濃度の差異は、表 4に示す。同じ 0.3原子％の第 二成分を含む合金であっても、第二成分元素の種類および濃度により、その結晶粒 界への偏在濃度と結晶粒内の平均濃度の差が異なることが明らかである。
[0033] 平均結晶粒径の制御は、たとえば、加工プロセスによる組織制御を利用することで 実現される。
結晶粒径の制御は、材料の再結晶が起こる温度以上で強いひずみ加工、たとえば 、押出'圧延加工などを行うことで可能である。
母合金の組成にもよる力 450〜550°C程度の温度範囲で 1. 5〜8時間程度の均質 化処理を施したのち、焼入れを行って均一分散組織を凍結し、 80〜350°C程度の 温度範囲で温間ひずみを加えることなどが一例として示される。
平均結晶粒径の制御は、このような押出 ·圧延加工に限定されることはないが、押出- 圧延加工による場合は、上記のとおりの再結晶温度以上での強加工が欠かせないも のである。
またこの場合の押出比（断面積比）は、たとえば 16〜： LOO程度と、通常の押出加工よ りも強加工となるよう行うことが好適な例として示される。
[0034] また、本発明のマグネシウム系生分解性金属材料は、第二成分のマグネシウムへ の固溶状態および結晶粒界への偏在状態を制御することで、強度一延性バランスお よび分解速度が所望の値に制御されて 、る。
第二成分の固溶状態および結晶粒界への偏在状態の制御は、上記のとおりの組 成の選択とともに、加工プロセスによる組織制御を利用することで実現される。
第二成分の固溶状態および結晶粒界への偏在状態の制御は、第二成分の濃度と結 晶粒径の調整により可能となる。 [0035] また、本発明が提供する医療用インプラント 'デバイスは、少なくとも一部が上記の マグネシウム系生分解性金属材料で構成されて 、ることを特徴として 、る。
[0036] 医療用インプラント ·デバイスとしては、様々なものを考慮することができる。
基本的なインプラント ·デバイスとして、管な 、しは管状の部材を考慮することができる また、インプラント 'デバイス力 コイル、シールド、ステント、ワイヤ編物、クリップ、栓な どであっても良い。
[0037] これらの医療用インプラント 'デバイスは、組成および結晶粒径、すなわち第二成分 の種類および量、その偏在状態を調整することで、分解速度 (生体埋入後分解が終 了するまでの期間）を制御することができる。
その制御範囲は最大 5日〜数年が可能であり、用途に応じて、埋入後 1週間〜 12週 間とすることができる。
[0038] また、本発明が提供する医療用インプラント 'デバイスは、高強度 ·高延性を備える ことができることから、整形外科用インプラントとして実現することもできる。
この場合、たとえば、生体内での分解を、埋入後 6ヶ月〜 5年で終了するように粒径 や第二成分の選択およびその偏在状態を制御することができる。
より限定的には、たとえば、生体内での分解が、埋入後 8ヶ月〜 3年で終了するように 制御しても良い。
[0039] 以上の医療用インプラント 'デバイスの全体の分解期間は、生分解金属材料の分 解速度のみならず、その大きさおよび形状によるため一概には言えないものの、本発 明の生分解金属材料は幅広い分解速度を実現することができることから、その単位 体積あるいは単位面積あたりの分解速度等を考慮して分解期間を設定することがで きる。
また、本発明の生分解金属材料は、純マグネシウムあるいはマグネシウムの 2元系合 金であることから、このような分解速度の微調整をより簡便、かつ精密に行うことがで きる。
[0040] 以下に実施例を示し、本発明の実施の形態についてさらに詳しく説明する。
もちろん、この発明は以下の例に限定されるものではなぐ細部については様々な態 様が可能であることは言うまでもない。
実施例 1
[0041] 純マグネシウム（3N5)を、それぞれ 94, 180, 268°Cにて押出しによる強加工（押 出比 18)を行い、平均結晶粒径 5、 50、 200 /z mに調整した。これらの試験片（幅約 4 mm、長さ約 14mm、厚さ約 2mmの小判型）の表 ·裏および側面を耐水研摩紙にてエタ ノール中にて 600番まで研磨した後、アセトン洗浄.滅菌した。 37°Cに保った 5%CO
2 インキュベータ内で、滅菌したガラス瓶を用い、 27. 5mLの細胞培養液（E— MEM + 10%FBS)中に 14日間浸漬して、培養液中に溶出したマグネシウムイオンの定量 をキシリジルブルー法により行つた。
なお、培養液は毎日 15mLずつ交換し、採取した液を用いてマグネシウムイオンを定 量した。
37°C、 5%CO環境は人体内の状態に近ぐまた使用した細胞培養液 (血清を添
2
カロしたもの）は血漿成分に近い溶液である。また、組織液 (細胞間液）は血管から血 漿成分が滲みだしたものと考えられており、その成分は血漿に近い。
成人 1人当たりの血漿の量は約 2.75Lであり、そのうち 1.5Lが 1日当たり尿として排出さ れる。浸漬に用いた培養液の量は、成人の場合の 1/100スケールとして設定した。ま た、用いた試験片底部はガラス瓶の底部と接するため、培養液と接する試験片表面 積としては上面および側面のみ計算した。
14日間の浸漬期間における総マグネシウムイオンの溶出量を図 1に示した。図中に 示した値は 1つの合金について 3試料の浸漬試験を行った平均値である。
純マグネシウムの結晶粒径が小さい程、溶液中へのマグネシウム溶出量が多い、す なわち分解速度が速いことが判明した。
実施例 2
[0042] 純マグネシウム（3N5)および、 Al、 Ca、 Y、 Li、 Dy、 In、 Gdまたは Znを 0. 3原子 o/o含有する 8種類のマグネシウム合金【こつ!ヽて、それぞれ 90、 160、 240, 310、 85 、 275、 140、 185°Cにて押出しによる強加工（純マグネシウムおよび Znを含む合金 については押出比 18、他の 7種類のマグネシウム合金については押出比 25)を行い 、平均結晶粒径を約 1 mに制御し、引張試験を行った結果を表 1に示した。 Yおよ び Caを 0.3原子 %含有する合金の铸造材 (平均結晶粒径 100 m以上）について、引 張試験を行った結果も表 1に示した。
比軟のァこめに、 ASM Specialty Handbook, Magnesium and magnesium alloys, (Materials Park, OH, ASM International, 1999) , p. 17 0に記されている既存のマグネシウム合金の機械的性質を表 2に示した。
実施例 3
[0043] 実施例 2と同様の条件で作成した 0.3原子％の Y、 Caまたは A1を含有する合金につい て、高分解能観察とナノ EDSによる元素濃度分布の測定を行った結果を表 3に示す 。 Y含有合金の場合には、結晶粒内の平均濃度 0. 3原子％に対して、結晶粒界近 傍には 0. 9原子％と 3倍の濃度に、 0.3原子 %Ca含有合金の場合には、結晶粒内の 平均濃度 0. 27原子％に対して、結晶粒界近傍には 0. 74原子％と 2. 7倍の濃度に 、 0.3原子 %A1含有合金の場合には結晶粒内の平均濃度 0.34原子％に対して、結晶粒 界近傍には 0.49原子％と 1.4倍の濃度に偏在しているのが確認された。
[0044] [表 1] 開発したマグネシウム合金の引張試験により調べた機械的特性
添加元素と量 降伏強度 (MPa> 破断強度 (MPa) 破断伸び (％)
0.3原子％Π(1μιη) 170 200 20
0.3原子％Ιη(1μπι) 183 212 32
0.3原子％Ζη(5μη¾) 198 238 26.5
0.3原子％Α1(1μιη) 270 270 28
実 0.3原子％Gd(lnm) 358 365 7.5
0.3原子％Dy(l m) 370 375 10
施
0.3原子％Υ(1μιη) 370 380 12
例 0.3原子％Ca(l m) 385 410 14
純 Mg材 (Ιμπι) 161 210 17
純 Mg材 (5μιη) 141 167 16
純 Mg材 (55f»m) 102 126 12.6
Figure imgf000017_0001
[0045] [表 2] 比較例である既存合金の機械的特性 （文献値)
ASTM (K別） 降伏強度 (MPa) 引 ¾強さ (MPa) 伸び (％) 圧 AZ31 B(H24) 220 290 15 延
HK31A(H24) 200 255 9 板
材 HM21A(T8) 170 235 11
AZIOA(F) 145 240 10
AZ31B/C(F) 200 260 15
AZ61A(F) 230 310 16 押 AZ80A(T5) 275 380 7 出 HM31A{F) 230 290 10 棒 M 1 A(F) 180 255 12 材 ZC71(F) 340 360 5
Z 21A(F) 195 260 4
ZK40A(T5) 255 276 4
ZK60A(T5) 305 365 11 ダ AM60A B(F) 1 15 205 6 ィ AS21X1 130 240 9 力
AS41A(F) 150 220
ス 4 卜 AZ91A/B D(F) 150 230 3
AM100A(T61) 150 275 1
AZ63A(T6) 130 275 5
AZ81A(T4) 83 275 15
AZ91C/E(T6) 145 275 6
AZ92A(T6) 150 275 3
EQ21A(T6) 195 235 2
EZ33A(T5) 110 160 2
HK31A(T6) 105 220 8 砂
HZ32A(T5) 90 185 4 型
金 K1A(F) 55 180 1 型 QE22A(T6) 195 260 3
QH21A(T6) 205 275 4 造 WE43A(T6) 165 250 2 材
WE54A(T6) 172 250 2
ZC63A(T6) 125 210 4
ZE41A(T5) 140 205 3.5
ZE63A(T6) 190 300 10
ZH62A(T5) 170 240 4
Ζ 51Λ(Τ5) 165 205 3.5
ZK61A(T5) 185 310 -
ZA61A(T6) 】95 310 10
[0046] [表 3] 開発したマグネシウム合金の第二成分元素の結晶粒界近傍と結晶粒内平均濃度
結晶粒界濃度 (原子％) 結晶粒内濃度 (原子％) 結晶粒界/結晶粒内
0.3原子 °/。Υ (Ιμπι) 0.90 0.30 3
0.3原子。/。 Ca (Ιμπι) 0.74 0.27 2.7
0.3原子％Α1 (Ιμιη) 0.49 0.34 1.4
[0047] 本発明のマグネシウム合金は、既存材の機械的性質の範囲を満たして 、る力、ある いはより高強度 ·高延性を示すことが確認された。
実施例 4
[0048] 上記実施例 2と同様の条件で作成し平均結晶粒径を約 1 μ m (Znを含有する合金 については約 5 μ m)に制御した、純 Mgおよび Al、 Ca、 Li、 Dy、 In、 Gdまたは Znを 0.3 原子％含有する 7種類のマグネシウム合金にっ 、て、実施例 1と同様の手順で 37°C に保った 5%COインキュベータ内で、 27.5mLの細胞培養液中に 14日間浸漬し、培
2
養液中に溶出したマグネシウムイオンの定量をキシリジルブルー法により行った。た だし、培養液は毎日 15mLずつ交換し、交換のため採取した液について溶出量を測 定した。試料の形状は幅約 4mm、長さ約 14mm、厚さ約 2mmの小判型または直径約 8 mm、厚さ約 2mmの円板とした。各合金について 2ないし 3試料を用いて浸漬試験を 行い、その平均を求めた。
その結果を図 2に示した。
添加元素の種類により、溶液中へのマグネシウム溶出量が異なる、すなわち分解 速度を変化させられることが示された。
また、分解速度についても、 Mgよりも金属結合半径が大きい Gd、 In、 Ca、 Dy、を添 カロした場合は、金属結合半径の小さい Zn、 Al、 Liを添加した場合よりも定常分解速度 が低くなることが確認された。
実施例 5
[0049] 実施例 1および 4の結果について、 1日目に溶出したマグネシウムイオン濃度と、 6 〜14日目に溶出したマグネシウムイオン濃度の 1日当たりの平均値を表 4に示した。 前者は、マグネシウム合金の生体内における分解初速度、後者は定常状態における 分解速度であると考えることができる。後者は、図 1および 2から、 6— 14日間の総溶 出量のグラフの傾きを最小二乗法により求めた。
なお、結果は 3試料の平均値であって、（）内は標準偏差を示している。
表 4より、この表に示した試料のみをみても、結晶粒径と添加元素およびその濃度を 制御することにより、幅広 、分解速度を達成できることが確認できた。
比較のために、既存材についても同様の手法で浸漬試験を行い、 1日目に溶出し たマグネシウムイオン濃度および 6〜 14日目に溶出したマグネシウムイオン濃度の 1 日当たりの平均値を表 4に示した。
既存材は、高体積率の金属間化合物を含むため、生体環境下で分解する可能性 の低い金属間化合物が微粒子として体内に残留し、生体の炎症反応や抹消血管の 閉塞を惹起する恐れがある。既存材は、本発明のマグネシウム合金よりも 1日目の溶 出量すなわち分解初速度は若干低ぐ 6〜14日目の溶出量すなわち定常分解速度 は既存材の間で差がなく同程度である。
このことから、本発明のマグネシウム合金の方が、既存材よりも幅広い定常分解速 度を備えることが可能なことがわかる。
生分解性デバイスの生体内での埋入期間が時に数年に亙ることを考慮すると、デ バイスの分解時間に及ぼす影響は、初速度よりも定常速度の方が大きい。
したがって、結晶粒径および合金組成を制御することにより、開発合金において既存 材の分解速度範囲よりも広範囲で生体内の分解速度を制御できることが確認できた
[表 4]
種々の生分解性マグネシウム合金の細胞培養液中の分解初速度 （1 日目の溶出量） と定常分解速 度 （6-14日の最小二乗平均溶出量）
分解初速度 定常 速度
材料 備考
(mg L tnm2) (mg/L "mm2)
純 Mg材 （Ιμπι) 0.2551 (+0.0319) 0.0752 (+0.0057)
純 Mg材 （5μιη) 0.2270 (+0.0735) 0.1312 (+0.0081)
純 Mg材 （50μπι) 0.2474 (±0.0612) 0.1175 (±0.0148)
純 Mg材 （200μπι) 0.2057 (+0.0446) 0.0870 (±0.0095)
0.3原子％Ζη (5μιη) 0.2835 (±0.0358) 0.0972 (±0.0084)
0.3原子0 /oLi (Ιμπι) 0.1560 (+0.0304) 0.0586 (+0.0096)
0.3原子％Α1 (Ιμιη) 0.2462 (+0.0640) 0.0555 (±0.0152) 実
0.3原子％Gd (Ιμπι) 0.1997 (±0.0563) 0.0391 (+0.0153)
0.3原子0 /Jn (Ιμιη) 0.1446 (+0.0569) 0.0344 (±0.0158) 施
0.3原子0 /oCa (Ιμπι) 0.1881 (+0.0506) 0.0338 (±0.0161)
0.3原子0/ 0Dy (Ιμπι) 0.1368 (±0.0359) 0.0255 (+0.0105) 例
0.6原子％Li (Ιμιη) 0.2678 (+0.0336) 0.0818 (±0.0146)
1.0原子％Li (7μπι) 0.260 l +0.0168) 0.0623 (+0.0061)
0.6原子％Α1 (Ιμιη) 0.2818 (+0.0273) 0.0621 (±0.0092)
1.0原子。 /οΑΙ (Ιμπι) 0.2769(+0.0129) 0.0562 (±0.0045)
1.0原子％Α1 (5μιη) 0.4223(^0.0156) -
1.0原子0 /οΑΙ (20μπι) 0.4132C+0.0217) -
0.3原子％Υ* (>100μηι) 0.4993(±0.1025) -
0.3原子％Α1* (>100μπι) 0.4 10(±0.0778) - 比
ΑΜ60 (20μιη) 0.1110 (+0.0083) 0.0616 (±0.0027)
較
ΑΖ80 (20μπι) 0.0869 (±0.0434) 0.0448 (+0.0073)
例 **
WE43 (30μπι) 0.1056 (±0.0229) 0.0594 (±0.0102)
WE 54 (40μιη) 0.0688 (+0.0053) 0.0557 (±0.0102)
3試料の平均値を示す。 0内は標準偏差。
*铸造材 (強ひずみ加工による結晶粒径制御および第二成分元素の結晶粒界への偏在制御を行って いない）
**比較例はいずれも商用押出材であり、 金属間化合物が高体積率で生成されている。 実施例 6
A1または Liを 0.3、 0.6、 1.0原子0 /0含有する 6種類のマグネシウム合金について、 A1を 含有する合金についてはそれぞれ 160、 175、 210、 Liを含有する合金についてそれ ぞれ 85、 125、 125°Cにて押出しによる強力卩ェ (押出比 25)を行い、平均結晶粒径を約 1 m (Liを 1.0原子 %含有する合金については約 7 m)に制御した。
これらの試料について、実施例 1と同様の手法で 37°Cに保った 5%COインキュべ
2 ータ内で、 27.5mLの細胞培養液中に 14日間浸漬し、培養液中に溶出したマグネシ ゥムイオンの定量をキシリジルブルー法により行った。
ただし、培養液は毎日 15mLずつ交換し、交換のため採取した液について溶出量を 測定した。試料の形状は幅約 4mm、長さ約 14mm、厚さ約 2mmの小判型または直径 約 8mm、厚さ約 2mmの円板とした。各合金について 2ないし 3試料を用いて浸漬試験 を行い、その平均を求めた。また、実施例 5と同様に、 1日目のマグネシウムイオン溶 出濃度および 6— 14日目の溶出濃度の平均値を求め、その結果を図 3および表 4に 示した。
添加元素の濃度により、溶液中へのマグネシウム溶出量が異なる、すなわち分解 速度を変化させられることが示された。
実施例 7
[0052] A1を 1.0原子％含有するマグネシウム合金について、それぞれ 180、 215、 292°Cにて 押出しによる強力卩ェ (押出比 25)を行い、平均結晶粒径を約 1、 5または 10 /z mに制御 した。これらの試料および 0.3原子％の ほたは Yを含む合金の铸造材 (平均結晶粒径 100 μ m以上）について、実施例 1と同様の手順で 37°Cに保った 5%COインキュベー
2
タ内で、 27.5mLの細胞培養液中に 1日浸漬し、培養液中に溶出したマグネシウムィ オンの定量をキシリジルブルー法により行つた。
A1を含む合金の結果について図 4に、また全ての合金について、初期分解速度を 表 4に示した。
その結果、同一合金組成であっても、結晶粒径の変化により溶液中へのマグネシゥ ム溶出量が異なる、すなわち分解速度を変化させられることが示された。
実施例 8
[0053] 体内に埋入されたマグネシウム系生分解性金属材料力ゝら溶出したマグネシウムィ オン及び他の金属イオンが生体に害を為す力どうかは、溶出イオン濃度により決まる しかし、溶出量はデバイスの形状 (大きさおよび表面積）により異なるため、推定す るのは難しい。
そこで、ステントを例にとり、溶出イオン量の推定を試みた。
[0054] 平均的なステントのサイズを、直径 3mm、長さ 20mm、金属 Z血管比 15%、厚さ 0 . 15mm、ストラット幅 0. 1mmであると仮定すると、その総表面積は 113mm2となる。 上記表 4に示した値から、このステントの分解初速度は、最も分解速度の大き力つた 平均結晶粒径 5 mの純マグネシウム材により作製した場合について 25. 67mg/L となり、また、最も分解速度の小さ力つた 0. 3原子％Dyを含む合金について 15. 46 mgZLとなる。
[0055] 一方、塩化マグネシウム六水和物の 1M溶液について、マウス線維芽細胞 L929を 用い、日本薬局方に基づき細胞毒性評価を行った結果を図 5に示した。
その結果、マグネシウムイオンが細胞増殖を阻害する濃度は 0. 01M ( = 243. lm g/L)以上であることが判明した。
これは、上記のとおり推測した溶出イオン量の 4〜： L0倍以上の高い濃度である。 したがって、たとえば分解速度の大きい平均結晶粒径 5 mの純マグネシウム材から なる 本発明のステントは、生体内で分解中に生体に対する毒性はないと判断するこ とができ る。
[0056] また、実施例 4に用いた添加元素のうち、 Al, Y, Li, Inの塩については細胞 毒性が調べられている（J Biomed. Mater. Res. vol. 39, 331— 340, 1 998) o
マウス線維芽細胞 L929の増殖を 50%阻害する濃度 (IC )は、 LiClが 0. 0132M
50
、Α1 (ΝΟ )が 4. 18mM、YClカ^). 254mM、 InCl力 . 145mMであると報告さ
3 3 3 4
れている。
これらの中で最も細胞毒性が強い Inについて、 0. 3原子％Inを含むマグネシウム 合金を例として溶出量を推定した。
合金組成と同じ比率で Inが溶出すると仮定すると、最も溶出量が高かった 1日目の In溶出量は上記の平均的なステントの例で 2 μ Μであり、 Inの IC (0. 145mM= 1
50
00 μ m)の約 1Z50である。
したがって、デバイス形状と合金の分解速度を考慮することで、 Inを含む合金であ つても医療用生分解性合金として使用可能であることが確認された。
産業上の利用可能性
[0057] 本発明によると、生体微量必須元素の一つであるマグネシウムとその合金力 なり、 使用後は体内で分解 '吸収される医療用生分解性合金が提供される。 さら〖こ、材料の組成および結晶粒径を制御することにより、個々のデバイスに求めら れる所望の強度'加工硬化性'延性等の力学的特性を実現しながら、生体内におけ る分解速度を制御することができる。
また、マグネシウム合金は、合金元素として 1種のみを添加するという簡単な構成で 所望の強度'加工硬化性'延性等の力学的特性および分解速度を実現できることか ら、分解速度や生体への影響等の管理をより精密に行うことが可能となる。
[0058] このマグネシウム系生分解性金属材料用いることにより、患者に手術等の様々な負 担を与えることなぐ不要になった金属製デバイスを体内より除去することが可能にな る。
[0059] また、現在実用化されている医療用生分解性材料は、高分子およびセラミックス材 料であり、優れた力学的特性が要求される医療用デバイスとしては適用することはで きなカゝつたが、本発明のマグネシウム系生分解性金属材料により、たとえば生分解性 の骨折固定治具などの整形外科用インプラント等が実現される。
[0060] 食生活の欧風化や超高齢社会の到来により年々医療費は増力!]しており、医療用生 分解性材料の需要が容易に増えると予想される。
本発明のマグネシウム系生分解性金属材料によると、たとえば、ステント再狭窄の 問題が解消され、再手術によるボーンプレート等の除去が不要になると同時に、これ まで不可能であった骨 ·歯等の荷重の加わる硬組織の再生医療にも適用可能なマグ ネシゥム系生分解性金属材料が提供されることになる。
また、医療費削減や QOL向上にも貢献することが期待される。

Claims

請求の範囲
[1] 主たる成分を Mgとするマグネシウム系生分解性金属材料であって、不可避的不純 物の濃度が 0. 05原子％以下、析出物 ·金属間化合物を含まず平均結晶粒径が部 材の最小部位の 1/4以下であることを特徴とするマグネシウム系生分解性金属材料。
[2] 請求項 1に記載のマグネシウム系生分解性金属材料において、 Mgが 93. 5原子 %以上含有されており、第二成分としてマグネシウムより金属結合半径の大きい一元 素をそのマグネシウムに対する固溶限界濃度の 1/3以下含有されているとともに、結 晶粒界への偏在濃度が結晶粒内平均濃度の 1. 5倍以上になるように制御されてい ることを特徴とするマグネシウム系生分解性金属材料。
[3] 請求項 2に記載のマグネシウム系生分解性金属材料にぉ 、て、前記第二成分がマ グネシゥムに対する固溶限界濃度の 1/4以下含有されていることを特徴とするマグネ シゥム系生分解性金属材料。
[4] 請求項 1から 3に記載のマグネシウム系生分解性金属材料において、前記第二成 分力 SAu、 Ir、 Pd、 Mn、 Zr、 Bi、 Co、 Zn、 Pu、 Ga、 Ag、 Alまたは Li、の中の何れ力 1元素 を含有することを特徴とするマグネシウム系生分解性金属材料。
[5] 請求項 1に記載のマグネシウム系生分解性金属材料において、 Mgが 93. 5原子 %以上含有されており、第二成分としてマグネシウムより金属結合半径の小さい一元 素をそのマグネシウムに対する固溶限界濃度の 1/3以下含有されているとともに、結 晶粒界への偏在濃度が結晶粒内平均濃度の 1. 2倍以上になるように制御されてい ることを特徴とするマグネシウム系生分解性金属材料。
[6] 請求項 5に記載のマグネシウム系生分解性金属材料において、前記第二成分がマ グネシゥムに対する固溶限界濃度の 1/4以下含有されていることを特徴とするマグネ シゥム系生分解性金属材料。
[7] 請求項 1、 5または 6に記載のマグネシウム系生分解性金属材料において、前記第 二成分力 Ce、 Pr、 La、 Th、 Nd、 Ca、 Yb、 Rb、 Y、 Gd、 Dy、 Ho、 Tm、 Er、 Lu、 Scまたは In の中の何れか 1元素を含有することを特徴とするマグネシウム系生分解性金属材料。
[8] 請求項 1から 7の 、ずれかに記載のマグネシウム系生分解性金属材料を主要部に 使用したことを特徴とする医療用インプラント ·デバイス。
[9] 請求項 8に記載の医療用インプラント 'デバイスにおいて、管ないしは略管形状の 部材がマグネシウム系生分解性金属材料にて構成されていることを特徴とする医療 用インプラント 'デバイス。
[10] 請求項 8又は 9に記載の医療用インプラント 'デバイスにおいて、そのマグネシウム 系生分解性金属材料にて構成した部材の生体内分解が、埋入後 5日〜6ヶ月で終 了させるように構成してなることを特徴とする医療用インプラント 'デバイス。
[11] 請求項 10に記載の医療用インプラント 'デバイスにおいて、そのマグネシウム系生 分解性金属材料にて構成した部材の生体内分解が、埋入後 1週間〜 12週間で終了 させるように構成してなることを特徴とする医療用インプラント ·デバイス。
[12] 請求項 8から 11に記載の医療用インプラント 'デバイスにおいて、デバイス力 コィ ル、シールド、ステント、ワイヤ編物、クリップ、栓のいずれかであることを特徴とする医 療用インプラント 'デバイス。
[13] 請求項 8から 12に記載の医療用インプラント 'デバイスにおいて、 整形外科用イン プラントであることを特徴とする医療用インプラント ·デバイス。
[14] 生体内での分解が、埋入後 6ヶ月〜5年で終了することを特徴とする請求項 13記載 の医療用インプラント ·デバイス。
[15] 生体内での分解が、埋入後 8ヶ月〜3年で終了することを特徴とする請求項 13記載 の医療用インプラント ·デバイス。
PCT/JP2006/322890 2005-11-16 2006-11-16 マグネシウム系生分解性金属材料 WO2007058276A1 (ja)

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US12/085,161 US8034101B2 (en) 2005-11-16 2006-11-16 Magnesium-based biodegradable metallic material
JP2007545299A JP5333886B2 (ja) 2005-11-16 2006-11-16 マグネシウム系生分解性金属材料

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JP (1) JP5333886B2 (ja)
WO (1) WO2007058276A1 (ja)

Cited By (23)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2008059968A1 (fr) 2006-11-17 2008-05-22 National Institute For Materials Science Dispositif médical à base de magnésium et son procédé de fabrication
JP2009178293A (ja) * 2008-01-30 2009-08-13 Terumo Corp 医療用インプラント
WO2010010965A1 (ja) * 2008-07-22 2010-01-28 独立行政法人物質・材料研究機構 Ｍｇ基合金冷間加工部材
JP2010503509A (ja) * 2006-09-22 2010-02-04 ユー アンド アイ コーポレーション 生体分解性金属を含むインプラントおよびその製造方法
KR20110014617A (ko) * 2008-06-06 2011-02-11 신세스 게엠바하 흡수성 마그네슘 합금
JP2011072617A (ja) * 2009-09-30 2011-04-14 Olympus Corp 移植材とその製造方法
JP2012524599A (ja) * 2009-04-22 2012-10-18 ユー アンド アイ コーポレーション 生分解性インプラント及びその製造方法
WO2013021913A1 (ja) * 2011-08-05 2013-02-14 株式会社メディカルユーアンドエイ 骨接合材
KR101250700B1 (ko) * 2010-12-06 2013-04-03 성균관대학교산학협력단 생체분해성 마그네슘의 분해속도 제어방법 및 이를 이용한 의료기기용 생체분해성 마그네슘
JP2013524004A (ja) * 2010-03-25 2013-06-17 マグネシウム エレクトロン リミテッド 重希土類元素含有マグネシウム合金
CN103184379A (zh) * 2013-03-29 2013-07-03 江苏康欣医疗设备有限公司 生物可降解Mg-Gd-Zn-Ag-Zr系镁合金及其制备方法
JP2013529507A (ja) * 2010-06-21 2013-07-22 ゾリオン メディカル インコーポレイテッド 生体吸収性インプラント
JP2014040672A (ja) * 2006-08-03 2014-03-06 National Institute For Materials Science マグネシウム合金とその製造方法
JP2014132114A (ja) * 2012-12-07 2014-07-17 Nippon Sozai Kk 耐食性マグネシウム２元合金
JP2014524296A (ja) * 2011-08-15 2014-09-22 メコ ラーザーシュトラール−マテリアルベアルバイトゥンゲン エー．カー． マグネシウム合金を含む吸収性ステント
JP2014177699A (ja) * 2013-03-14 2014-09-25 St Jude Medical Systems Ab 複合材料及びその製造方法、医療用インプラント及びその製造方法、ならびに患者の体内における水素ガス放出を減少させる方法
WO2015044997A1 (ja) * 2013-09-24 2015-04-02 オリンパス株式会社 インプラントとその製造方法
JP2015524512A (ja) * 2012-06-26 2015-08-24 バイオトロニック アクチェンゲゼルシャフト マグネシウム合金、その製造方法およびその使用
JP2015526591A (ja) * 2012-06-26 2015-09-10 バイオトロニック アクチェンゲゼルシャフト マグネシウム合金、その製造方法およびその使用
JP2015526592A (ja) * 2012-06-26 2015-09-10 バイオトロニック アクチェンゲゼルシャフト マグネシウム合金、その製造方法およびその使用
JP2015528052A (ja) * 2012-06-26 2015-09-24 バイオトロニック アクチェンゲゼルシャフト マグネシウム合金、その製造方法およびその使用
WO2018083998A1 (ja) * 2016-11-02 2018-05-11 国立大学法人 熊本大学 生体吸収性医療機器及びその製造方法
WO2021085654A1 (ja) * 2019-10-31 2021-05-06 国立大学法人 熊本大学 ステント及びその製造方法

Families Citing this family (50)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7727221B2 (en) 2001-06-27 2010-06-01 Cardiac Pacemakers Inc. Method and device for electrochemical formation of therapeutic species in vivo
US8840660B2 (en) 2006-01-05 2014-09-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioerodible endoprostheses and methods of making the same
US8089029B2 (en) 2006-02-01 2012-01-03 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioabsorbable metal medical device and method of manufacture
US8048150B2 (en) 2006-04-12 2011-11-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprosthesis having a fiber meshwork disposed thereon
EP2054537A2 (en) 2006-08-02 2009-05-06 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprosthesis with three-dimensional disintegration control
EP2068782B1 (en) 2006-09-15 2011-07-27 Boston Scientific Limited Bioerodible endoprostheses
JP2010503489A (ja) 2006-09-15 2010-02-04 ボストン サイエンティフィック リミテッド 生体内分解性内部人工器官およびその製造方法
CA2663220A1 (en) 2006-09-15 2008-03-20 Boston Scientific Limited Medical devices and methods of making the same
EP2399616A1 (en) 2006-09-15 2011-12-28 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioerodible endoprosthesis with biostable inorganic layers
JP2010503482A (ja) 2006-09-18 2010-02-04 ボストン サイエンティフィック リミテッド 内部人工器官
EP2277563B1 (en) 2006-12-28 2014-06-25 Boston Scientific Limited Bioerodible endoprostheses and method of making the same
US8052745B2 (en) 2007-09-13 2011-11-08 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprosthesis
US8118857B2 (en) 2007-11-29 2012-02-21 Boston Scientific Corporation Medical articles that stimulate endothelial cell migration
US7998192B2 (en) 2008-05-09 2011-08-16 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprostheses
US20090287301A1 (en) * 2008-05-16 2009-11-19 Boston Scientific, Scimed Inc. Coating for medical implants
US8236046B2 (en) 2008-06-10 2012-08-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioerodible endoprosthesis
US7985252B2 (en) 2008-07-30 2011-07-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioerodible endoprosthesis
US9119906B2 (en) * 2008-09-24 2015-09-01 Integran Technologies, Inc. In-vivo biodegradable medical implant
US8382824B2 (en) 2008-10-03 2013-02-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical implant having NANO-crystal grains with barrier layers of metal nitrides or fluorides
DE102009004188A1 (de) * 2009-01-09 2010-07-15 Acandis Gmbh & Co. Kg Medizinisches Implantat und Verfahren zur Herstellung eines solchen Implantats
EP2213314B1 (en) * 2009-01-30 2016-03-23 Biotronik VI Patent AG Implant with a base body of a biocorrodible magnesium alloy
EP2224032A1 (en) * 2009-02-13 2010-09-01 Nederlandse Organisatie voor toegepast -natuurwetenschappelijk onderzoek TNO Process for manufacturing magnesium alloy based products
US8267992B2 (en) 2009-03-02 2012-09-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Self-buffering medical implants
US8435281B2 (en) 2009-04-10 2013-05-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioerodible, implantable medical devices incorporating supersaturated magnesium alloys
DE102009019041B4 (de) * 2009-04-27 2011-07-07 Helmholtz-Zentrum Geesthacht Zentrum für Material- und Küstenforschung GmbH, 21502 Verfahren zur Herstellung von Bauteilen aus Magnesium oder Magnesiumlegierung durch Sintern
DE102009025511A1 (de) * 2009-06-19 2010-12-23 Qualimed Innovative Medizin-Produkte Gmbh Implantat mit einem vom Körper resorbierbaren metallischen Werkstoff
US8668732B2 (en) 2010-03-23 2014-03-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Surface treated bioerodible metal endoprostheses
EP2585125B1 (en) 2010-06-25 2014-11-19 Fort Wayne Metals Research Products Corporation Biodegradable composite wire for medical devices
US11491257B2 (en) 2010-07-02 2022-11-08 University Of Florida Research Foundation, Inc. Bioresorbable metal alloy and implants
WO2012075311A2 (en) 2010-12-01 2012-06-07 Zorion Medical, Inc. Magnesium-based absorbable implants
CN102100579B (zh) * 2011-04-01 2012-06-27 苏州奥芮济医疗科技有限公司 体内可降解吸收的骨折内固定用金属环抱器
JP2014018812A (ja) * 2012-07-13 2014-02-03 Olympus Corp インプラントの製造方法
US10246763B2 (en) 2012-08-24 2019-04-02 The Regents Of The University Of California Magnesium-zinc-strontium alloys for medical implants and devices
US9469889B2 (en) 2012-08-31 2016-10-18 DePuy Synthes Products, Inc. Ultrapure magnesium alloy with adjustable degradation rate
CN103205591B (zh) * 2012-10-24 2016-12-28 哈尔滨东安发动机（集团）有限公司 MgYNdZr合金精炼方法
CN105143483B (zh) 2013-03-14 2017-11-10 德普伊新特斯产品公司 具有可调节降解率的镁合金
US9593397B2 (en) 2013-03-14 2017-03-14 DePuy Synthes Products, Inc. Magnesium alloy with adjustable degradation rate
JP6164675B2 (ja) 2014-09-09 2017-07-19 国立大学法人神戸大学 生体軟組織固定用デバイスおよびその作製方法
WO2016118444A1 (en) * 2015-01-23 2016-07-28 University Of Florida Research Foundation, Inc. Radiation shielding and mitigating alloys, methods of manufacture thereof and articles comprising the same
KR101722310B1 (ko) * 2015-02-17 2017-03-31 서울대학교산학협력단 생체 분해성 마그네슘 및 생체 분해성 마그네슘의 분해속도 제어방법
CN105568103A (zh) * 2016-01-04 2016-05-11 青岛工学院 一种可降解生物医用镁合金
JP6803574B2 (ja) * 2016-03-10 2020-12-23 国立研究開発法人物質・材料研究機構 マグネシウム基合金伸展材及びその製造方法
CN107557632B (zh) * 2017-08-16 2020-06-26 北京科技大学 一种可降解生物医用Mg-Zn-Zr-Nd合金材料及其制备方法
CN107641749B (zh) * 2017-09-12 2019-02-22 太原理工大学 一种骨移植材料镁铋锰铝锌合金的制备方法
US10512495B2 (en) 2017-12-28 2019-12-24 Industrial Technology Research Institute Method for fabricating medical device and applications thereof
CN110144534B (zh) * 2019-05-27 2020-11-27 四川镁合医疗器械有限责任公司 一种表面纳米化镁合金吻合钉的制备方法
CN110541098A (zh) * 2019-10-22 2019-12-06 中南大学 一种耐腐蚀生物镁铟合金及其制备方法和应用
US20220354486A1 (en) 2021-05-10 2022-11-10 Cilag Gmbh International System of surgical staple cartridges comprising absorbable staples
CN114086045A (zh) * 2021-10-11 2022-02-25 北京理工大学 一种降解速率可控的医用镁银合金的制备方法
CN115612902B (zh) * 2022-07-12 2023-09-08 西北工业大学 一种协同tace抗肝癌作用的镁基合金微米粒子及制备方法

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB425316A (en) * 1932-09-13 1935-03-12 Bernhard Blumenthal The manufacture of surgical ligatures and sutures
JP2001181772A (ja) * 1999-12-21 2001-07-03 Showa Alum Corp Ｍｇ合金製押出品およびその製造方法
JP2003129160A (ja) * 2001-08-13 2003-05-08 Honda Motor Co Ltd 耐熱マグネシウム合金
JP2003166031A (ja) * 2001-11-28 2003-06-13 Toyota Central Res & Dev Lab Inc 高耐蝕性マグネシウム合金およびその製造方法
JP2004176180A (ja) * 1999-03-29 2004-06-24 Kurimoto Ltd ねじ部品

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB1237035A (en) * 1969-08-20 1971-06-30 Tsi Travmatologii I Ortopedii Magnesium-base alloy for use in bone surgery
DE19731021A1 (de) * 1997-07-18 1999-01-21 Meyer Joerg In vivo abbaubares metallisches Implantat
JP3597747B2 (ja) * 1999-03-29 2004-12-08 株式会社栗本鐵工所 ねじ部品の製造方法
JP3768388B2 (ja) * 2000-07-18 2006-04-19 独立行政法人科学技術振興機構 生体用マグネシウム材料及びその製造方法
DE10128100A1 (de) * 2001-06-11 2002-12-19 Hannover Med Hochschule Medizinisches Implantat für den menschlichen und tierischen Körper
WO2003016581A1 (fr) * 2001-08-13 2003-02-27 Honda Giken Kogyo Kabushiki Kaisha Alliage de magnesium
JP4840751B2 (ja) * 2004-06-30 2011-12-21 独立行政法人物質・材料研究機構 高強度マグネシウム合金及びその製造方法
JP2006061381A (ja) * 2004-08-26 2006-03-09 Terumo Corp 血管内インプラント
DE102006038237A1 (de) * 2006-08-07 2008-02-14 Biotronik Vi Patent Ag Markerlegierung

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB425316A (en) * 1932-09-13 1935-03-12 Bernhard Blumenthal The manufacture of surgical ligatures and sutures
JP2004176180A (ja) * 1999-03-29 2004-06-24 Kurimoto Ltd ねじ部品
JP2001181772A (ja) * 1999-12-21 2001-07-03 Showa Alum Corp Ｍｇ合金製押出品およびその製造方法
JP2003129160A (ja) * 2001-08-13 2003-05-08 Honda Motor Co Ltd 耐熱マグネシウム合金
JP2003166031A (ja) * 2001-11-28 2003-06-13 Toyota Central Res & Dev Lab Inc 高耐蝕性マグネシウム合金およびその製造方法

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
"5. Magnesium Oyobi Gokin no Seitai Tekigosei Hoyka", HESEI 11 NENDO ZAIRYO KANREN CHITEKI KIBAN SEIBI JUTAKU SEIKA HOKOKUSHO, MAGNESIUM TOKUSEI DATABASE NO SEIBI, 2001, pages 197 - 233 *
REN Y. ET AL.: "STUDY OF BIO-CORROSION OF PURE MAGNESIUM", JINSHU XUEBAO, vol. 41, no. 11, 11 November 2005 (2005-11-11), pages 1228 - 1232, XP008081233 *

Cited By (47)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2014040672A (ja) * 2006-08-03 2014-03-06 National Institute For Materials Science マグネシウム合金とその製造方法
JP2010503509A (ja) * 2006-09-22 2010-02-04 ユー アンド アイ コーポレーション 生体分解性金属を含むインプラントおよびその製造方法
US9155816B2 (en) 2006-11-17 2015-10-13 National Institute For Materials Science Magnesium-based medical device and manufacturing method thereof
WO2008059968A1 (fr) 2006-11-17 2008-05-22 National Institute For Materials Science Dispositif médical à base de magnésium et son procédé de fabrication
JP2009178293A (ja) * 2008-01-30 2009-08-13 Terumo Corp 医療用インプラント
AU2009255698B2 (en) * 2008-06-06 2015-03-26 Synthes Gmbh Resorbable magnesium alloy
KR20110014617A (ko) * 2008-06-06 2011-02-11 신세스 게엠바하 흡수성 마그네슘 합금
EP2294236A1 (en) * 2008-06-06 2011-03-16 Synthes GmbH Resorbable magnesium alloy
KR101722918B1 (ko) * 2008-06-06 2017-04-04 신세스 게엠바하 흡수성 마그네슘 합금
EP2294236A4 (en) * 2008-06-06 2011-10-26 Synthes Gmbh RESORBABLE MAGNESIUM ALLOY
EP2319949A4 (en) * 2008-07-22 2012-12-12 Nat Inst For Materials Science COLD-ROLLED MG BASE ALLOY PRODUCT
EP2319949A1 (en) * 2008-07-22 2011-05-11 National Institute for Materials Science COLD-WORKED Mg-BASE ALLOY PRODUCT
JP5549981B2 (ja) * 2008-07-22 2014-07-16 独立行政法人物質・材料研究機構 Ｍｇ基合金冷間加工部材
WO2010010965A1 (ja) * 2008-07-22 2010-01-28 独立行政法人物質・材料研究機構 Ｍｇ基合金冷間加工部材
JP2012524599A (ja) * 2009-04-22 2012-10-18 ユー アンド アイ コーポレーション 生分解性インプラント及びその製造方法
JP2011072617A (ja) * 2009-09-30 2011-04-14 Olympus Corp 移植材とその製造方法
JP2013524004A (ja) * 2010-03-25 2013-06-17 マグネシウム エレクトロン リミテッド 重希土類元素含有マグネシウム合金
JP2013529507A (ja) * 2010-06-21 2013-07-22 ゾリオン メディカル インコーポレイテッド 生体吸収性インプラント
US9849008B2 (en) 2010-06-21 2017-12-26 Zorion Medical, Inc. Bioabsorbable implants
JP2015186573A (ja) * 2010-06-21 2015-10-29 ゾリオン メディカル インコーポレイテッド 生体吸収性インプラント
KR101250700B1 (ko) * 2010-12-06 2013-04-03 성균관대학교산학협력단 생체분해성 마그네슘의 분해속도 제어방법 및 이를 이용한 의료기기용 생체분해성 마그네슘
WO2013021913A1 (ja) * 2011-08-05 2013-02-14 株式会社メディカルユーアンドエイ 骨接合材
JP2014524296A (ja) * 2011-08-15 2014-09-22 メコ ラーザーシュトラール−マテリアルベアルバイトゥンゲン エー．カー． マグネシウム合金を含む吸収性ステント
US10358709B2 (en) 2012-06-26 2019-07-23 Biotronik Ag Magnesium-zinc-calcium alloy, method for production thereof, and use thereof
JP2021063298A (ja) * 2012-06-26 2021-04-22 バイオトロニック アクチェンゲゼルシャフト マグネシウム合金、その製造方法およびその使用
JP2015526592A (ja) * 2012-06-26 2015-09-10 バイオトロニック アクチェンゲゼルシャフト マグネシウム合金、その製造方法およびその使用
JP2015528052A (ja) * 2012-06-26 2015-09-24 バイオトロニック アクチェンゲゼルシャフト マグネシウム合金、その製造方法およびその使用
JP2015524512A (ja) * 2012-06-26 2015-08-24 バイオトロニック アクチェンゲゼルシャフト マグネシウム合金、その製造方法およびその使用
JP7448581B2 (ja) 2012-06-26 2024-03-12 バイオトロニック アクチェンゲゼルシャフト マグネシウム合金、その製造方法およびその使用
US11499214B2 (en) 2012-06-26 2022-11-15 Biotronik Ag Magnesium-zinc-calcium alloy and method for producing implants containing the same
JP2022084916A (ja) * 2012-06-26 2022-06-07 バイオトロニック アクチェンゲゼルシャフト マグネシウム合金、その製造方法およびその使用
JP7053529B2 (ja) 2012-06-26 2022-04-12 バイオトロニック アクチェンゲゼルシャフト マグネシウム合金、その製造方法およびその使用
US10344365B2 (en) 2012-06-26 2019-07-09 Biotronik Ag Magnesium-zinc-calcium alloy and method for producing implants containing the same
US10995398B2 (en) 2012-06-26 2021-05-04 Biotronik Ag Corrosion resistant stent
JP2019137921A (ja) * 2012-06-26 2019-08-22 バイオトロニック アクチェンゲゼルシャフト マグネシウム合金、その製造方法およびその使用
JP2019148012A (ja) * 2012-06-26 2019-09-05 バイオトロニック アクチェンゲゼルシャフト マグネシウム合金、その製造方法およびその使用
JP2015526591A (ja) * 2012-06-26 2015-09-10 バイオトロニック アクチェンゲゼルシャフト マグネシウム合金、その製造方法およびその使用
US10895000B2 (en) 2012-06-26 2021-01-19 Biotronik Ag Magnesium alloy, method for the production thereof and use thereof
US10954587B2 (en) 2012-06-26 2021-03-23 Biotronik Ag Uncoated biodegradable corrosion resistant bone implants
JP2014132114A (ja) * 2012-12-07 2014-07-17 Nippon Sozai Kk 耐食性マグネシウム２元合金
JP2014177699A (ja) * 2013-03-14 2014-09-25 St Jude Medical Systems Ab 複合材料及びその製造方法、医療用インプラント及びその製造方法、ならびに患者の体内における水素ガス放出を減少させる方法
CN103184379A (zh) * 2013-03-29 2013-07-03 江苏康欣医疗设备有限公司 生物可降解Mg-Gd-Zn-Ag-Zr系镁合金及其制备方法
WO2015044997A1 (ja) * 2013-09-24 2015-04-02 オリンパス株式会社 インプラントとその製造方法
JPWO2018083998A1 (ja) * 2016-11-02 2019-09-26 国立大学法人 熊本大学 生体吸収性医療機器及びその製造方法
WO2018083998A1 (ja) * 2016-11-02 2018-05-11 国立大学法人 熊本大学 生体吸収性医療機器及びその製造方法
JP7107476B2 (ja) 2016-11-02 2022-07-27 国立大学法人 熊本大学 生体吸収性医療機器及びその製造方法
WO2021085654A1 (ja) * 2019-10-31 2021-05-06 国立大学法人 熊本大学 ステント及びその製造方法

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