WO2013058339A1 - 生体用Ｃｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金 - Google Patents

生体用Ｃｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金 Download PDF

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野村　直之
塙　隆夫
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京セラメディカル株式会社
国立大学法人東京医科歯科大学
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    • Y02P10/25—Process efficiency

Definitions

  • the present invention relates to a biological Co alloy, and more particularly, to a Co—Cr—Mo alloy having excellent mechanical properties such as proof stress and tensile strength.
  • Co-Cr-Mo alloys are widely used around the world as biomaterials.
  • ASTM F75 standard Co-28% Cr-6% Mo alloy (casting material) is known.
  • ASTM F75 standard material is difficult to sufficiently suppress solidification defects and segregation as it is cast, and there is room for improvement in strength and ductility.
  • Patent Document 1 proposes a casting material of Co—Cr—Mo alloy in which the contents of Cr and nitrogen are higher than those of the standard material.
  • a Co casting alloy containing Cr: more than 30%, 36% or less, Mo: 5 to 8%, and N: 0.20 to 0.65% by mass% is a conventional ASTM. It describes that the yield strength, tensile strength, and elongation were improved as compared with F75 standard materials.
  • Patent Document 1 a Co—Cr—Mo alloy ingot is produced by die casting, and its mechanical properties are measured.
  • the mechanical material disclosed in Reference Document 1 is not necessarily used. It was thought that the characteristics could not be realized.
  • it is generally effective to perform hot working such as hot rolling or hot forging.
  • the Co—Cr—Mo alloy having the composition described in Patent Document 1 is effective. Has poor hot workability, it is difficult to increase the strength by hot working, and it was difficult to obtain a Co—Cr—Mo alloy having excellent yield strength and tensile strength.
  • an object of the present invention is to provide a Co—Cr—Mo alloy having excellent mechanical properties such as yield strength (0.2% yield strength) and tensile strength.
  • the present invention that has achieved the above-mentioned problems contains, in mass%, Cr: more than 30%, 36% or less, Mo: 5-8%, and N: 0.20-0.65%, with the balance being Co and inevitable It is a biological Co—Cr—Mo alloy characterized by being a typical impurity and manufactured by additive manufacturing.
  • the solidified structure is preferably a dendrite structure, and the branch interval of the primary arms of the dendrite structure is preferably 5 ⁇ m or less.
  • the biomedical Co—Cr—Mo alloy of the present invention has, for example, a 0.2% proof stress of 700 MPa or more and a tensile strength of 980 MPa or more.
  • the present invention includes a powder used for producing the above-described biomedical Co—Cr—Mo alloy, and this powder has a gist in that the particle size is 100 ⁇ m or less.
  • the present invention also includes a method for producing a biomedical Co—Cr—Mo alloy characterized by laminating a Co—Cr—Mo alloy powder having the chemical composition described above.
  • the laser beam having an output of 50 W or more is irradiated and the layered modeling is performed with the scan pitch in the surface direction being 0.1 mm or more.
  • the scan pitch in the surface direction means the laser irradiation interval.
  • FIG. 1 is a graph showing the relationship between the scan pitch in the surface direction and the 0.2% proof stress.
  • FIG. 2 is a graph showing the relationship between laser output, tensile strength and elongation.
  • FIG. 3 is an optical micrograph observing the structure of the Co alloy produced in the examples described later.
  • the Co—Cr—Mo alloy of the present invention contains Cr: more than 30%, 36% or less, Mo: 5 to 8%, and N: 0.20 to 0.65% by mass.
  • the Cr content is more than 30% (meaning mass%, hereinafter the same for the chemical composition), thereby further improving mechanical properties and N.
  • the amount of solid solution can be increased.
  • the amount of Cr is preferably 31% or more, and more preferably 32% or more.
  • the Cr content is set to 36% or less.
  • the amount of Cr is preferably 35% or less, and more preferably 34% or less.
  • Mo is an element effective for improving corrosion resistance and wear resistance. Therefore, the Mo amount is set to 5% or more. The amount of Mo is preferably 6% or more. On the other hand, when the amount of Mo becomes excessive, workability is deteriorated. Therefore, the Mo amount is determined to be 8% or less. The amount of Mo is preferably 7% or less.
  • N is an element that has a function of forming a stable ⁇ phase and improving ductility. N is an element that also has the effect of improving the 0.2% yield strength. Therefore, in the present invention, the N amount is set to 0.20% or more. The N amount is preferably 0.25% or more, and more preferably 0.30% or more. On the other hand, when the amount of N becomes excessive, Cr 2 N precipitates and the mechanical properties deteriorate. Therefore, the N amount is set to 0.65% or less. The N amount is preferably 0.60% or less, and more preferably 0.55% or less.
  • the composition of the Co alloy of the present invention is as described above, and the balance is substantially Co.
  • Co is an element having corrosion resistance and wear resistance.
  • the Co alloy of the present invention includes inevitable impurities brought in depending on the situation of raw materials, materials, manufacturing facilities, and the like.
  • the Co alloy of the present invention is manufactured by additive manufacturing.
  • the Co alloy produced by additive manufacturing exhibits a finely solidified structure, and usually the solidified structure is a dendrite structure, and the branch interval of the primary arm of the dendrite structure is, for example, 5 ⁇ m or less, preferably 1.5 ⁇ m. It is as follows.
  • the lower limit of the branch interval is usually about 0.5 ⁇ m.
  • Laminated modeling is described in, for example, Japanese Patent No. 4054075, and is solidified after melting the material powder by laying the material powder in layers and irradiating electromagnetic radiation such as a laser beam or particle radiation such as an electron beam. And producing a molded body.
  • electromagnetic radiation such as a laser beam or particle radiation such as an electron beam.
  • the Co alloy having the above composition is layered, a Co alloy having 0.2% proof stress and tensile strength and excellent elongation can be provided. Further, according to the layered modeling, since the radiation irradiation pattern can be precisely controlled, a complicated shape can be formed.
  • the mechanical properties (0.2% proof stress, tensile strength and elongation) of the Co alloy are correlated with the conditions of the layered manufacturing, and the scan pitch in the surface direction is increased.
  • the 0.2% proof stress can be further improved, and in particular, the tensile strength and elongation can be further improved by increasing the radiation output.
  • the scan pitch in the surface direction is preferably 0.1 mm or more, more preferably 0.2 mm or more, and further preferably 0.3 mm or more.
  • the upper limit of the scan pitch in the surface direction is, for example, 0.5 mm or less in order not to form pores.
  • the radiation output is preferably 50 W or more, more preferably 100 W or more, and still more preferably 150 W or more.
  • the upper limit of the radiation output depends on the device that outputs the radiation, but is, for example, 400 W or less.
  • the radiation diameter (for example, the radius of the circle) is about 0.1 to 1 mm
  • the distance between the radiation source and the material powder is about 100 to 10,000 mm
  • the thickness of the stack The thickness (the thickness of one layer of the powder) may be about 0.01 to 0.1 mm.
  • the atmosphere at the time of layered modeling is not particularly limited, but it is preferably performed in an inert gas atmosphere such as argon gas or nitrogen gas.
  • the material powder used for additive manufacturing can be prepared by an atomizing method (water atomizing method or gas atomizing method), a rotating electrode method, a ball mill method, or the like.
  • the powder prepared by the above method is preferably subjected to sieving or the like as necessary to obtain a particle size of 100 ⁇ m or less (preferably 70 ⁇ m or less, more preferably 50 ⁇ m or less).
  • the particle size of the material powder is usually not less than 5 ⁇ m. In this specification, the particle size means the maximum diameter.
  • the type of radiation in additive manufacturing is not particularly limited, but in the present invention, a laser in electromagnetic radiation is used.
  • the laser include YAG laser, excimer laser, semiconductor laser, and CO 2 laser.
  • the Co alloy of the present invention produced by the layered modeling of the Co alloy having the above composition is excellent in mechanical properties such as 0.2% proof stress, tensile strength and elongation.
  • the 0.2% proof stress is, for example, 700 MPa or more (preferably 730 MPa or more, more preferably 760 MPa or more), and the tensile strength is, for example, 980 MPa or more (preferably 1000 MPa or more, more preferably 1020 MPa or more).
  • the elongation (total elongation) is, for example, 8.0% or more (preferably 10.0% or more, more preferably 15.0% or more).
  • the structure of the Co alloy of the present invention is usually a dendrite structure, and the mechanical properties differ depending on the direction of the Co alloy (direction with respect to the stacking direction) due to the influence of the structure having anisotropy.
  • the 0.2% proof stress and the tensile strength are higher in the direction perpendicular to the stacking direction, and the elongation is higher in the direction parallel to the stacking direction. Therefore, it is preferable to manufacture by appropriately adjusting the direction in which the load is mainly applied and the stacking direction according to the use of the biomaterial.
  • the Co alloy of the present invention is formed by layering so that the loading direction and the stacking direction when using a biomaterial are perpendicular. What is necessary is just to manufacture, and in the use for which expansion
  • a Co alloy melt having the chemical composition shown in Table 1 was prepared, a Co alloy powder was produced by a water atomization method, and then sieved to produce a Co alloy powder having a particle size of 45 ⁇ m or less.
  • the powder was formed into a dumbbell-shaped tensile test piece shape in accordance with JIS T6115, a cobalt chromium alloy for dental casting, using a laser additive manufacturing apparatus (EOSINT M250 xtended) with the laser output and scan pitch (surface direction) shown in Table 1.
  • Co alloys were prepared (Test Nos. 1-7, 9, and 11-15).
  • Test No. For Nos. 1 to 5, 9, and 11 to 14, layered modeling was performed so that the tensile test direction and the lamination direction were parallel, and test no. 6, 7, and 15 were layered so that the tensile test direction and the stacking direction were perpendicular to each other.
  • the layered modeling was performed in an argon atmosphere, the laser irradiation diameter was 0.4 mm (400 micron), and the layer thickness was 0.05 mm.
  • each test piece 0.2% yield strength, tensile strength, and elongation (total elongation) were measured according to JIS T6115. Each test No. The number of tests was 3 in all cases.
  • test No. 8 For comparison, a sample (test No. 8) produced by centrifugal casting using a room temperature sand mold with Co-33% by mass Cr-5% by mass Mo-0.34% by mass N satisfying the composition of the present invention.
  • Table 1 also shows the results of a sample (test No. 10) produced by centrifugal casting using a room temperature sand mold with Co-29 mass% Cr-6 mass% Mo which is an ASTM F75 standard material.
  • As-Cast is shown in the laser output column to indicate that the product was manufactured by centrifugal casting.
  • test No. which is the Co alloy of the present invention. 1 to 7 and 11 to 15 were all excellent in mechanical properties of 0.2% proof stress, tensile strength and elongation.
  • FIG. 1 is a graph showing the relationship between the scan pitch in the surface direction and the 0.2% proof stress
  • FIG. 2 shows the relationship between the radiation output (laser output in this embodiment), tensile strength and elongation. It is a graph. 1 and 2, it can be seen that 0.2% proof stress is improved as the scan pitch is increased, and tensile strength and elongation are improved as the laser output is increased.
  • test no. Comparing 3 and 6 it can be seen that the elongation is excellent when the tensile direction is parallel to the laminating direction, and 0.2% proof stress and tensile when the tensile direction is perpendicular to the laminating direction. It turns out that it is excellent in strength.
  • Test No. 4 and 7, or test no. It can be read by comparing 13 and 15.
  • test no. 3 A structural photograph of No. 3 observed with an optical microscope is shown in FIG. 3A is a structural photograph of a cross section perpendicular to the stacking direction, and FIG. 3B is a structural photograph of a cross section parallel to the stacking direction.
  • FIG. 3 shows that a fine dendrite structure is formed.
  • the Co—Cr—Mo alloy of the present invention can be suitably used as a biomaterial for, for example, dental use and orthopedic use.

Abstract

　降伏強度及び引張強さ等の機械的特性に優れるＣｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金を提供する。　本発明は、質量％で、Ｃｒ：３０％超、３６％以下、Ｍｏ：５～８％、及びＮ：０．２０～０．６５％を含有し、残部はＣｏ及び不可避的不純物であり、積層造形によって製造されたことを特徴とする生体用Ｃｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金である。本発明の生体用Ｃｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金は、凝固組織がデンドライト組織であり、該デンドライト組織の一次アームの枝間隔が５μｍ以下であることが好ましい。

Description

生体用Ｃｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金
　本発明は生体用のＣｏ合金に関し、特に耐力及び引張強さ等の機械的特性に優れたＣｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金に関する。
　Ｃｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金は、生体用の材料として世界中で広く使用されており、例えばＡＳＴＭ　Ｆ７５規格のＣｏ－２８％Ｃｒ－６％Ｍｏ合金（鋳造材）などが知られている。しかし、ＡＳＴＭ　Ｆ７５規格材は、鋳造ままで凝固欠陥や偏析を十分に抑制することが難しく、強度及び延性に改善の余地があった。
　こうしたＡＳＴＭ　Ｆ７５規格材の問題点を克服するため、例えば特許文献１では、前記規格材に比べてＣｒと窒素の含有量を高めたＣｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金の鋳造材を提案している。
特開２００９－１１４４７７号公報
　前述した特許文献１によれば、質量％でＣｒ：３０％超、３６％以下、Ｍｏ：５～８％及びＮ：０．２０～０．６５％を含有するＣｏ鋳造合金は、従来のＡＳＴＭ　Ｆ７５規格材に比べて降伏強度、引張強さ、及び伸びを向上できた旨が記載されている。
　特許文献１では、金型鋳造によりＣｏ－Ｃｒ－Ｍｏ系合金のインゴットを作製し、その機械的特性を測定している。しかし、本発明者らの検討によれば、生体材料において最も実用的に用いられる砂型鋳造によって特許文献１のＣｏ－Ｃｒ－Ｍｏ系合金を作製した場合に、必ずしも引用文献１に開示の機械的特性を実現できないと考えられた。ここで、特に高強度化の観点からは、一般的に熱間圧延や熱間鍛造などの熱間加工を行うことが有効であるが、特許文献１に記載の組成のＣｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金は熱間加工性が悪く、熱間加工による高強度化は困難であり、降伏強度及び引張強さ等に優れたＣｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金を得ることは困難であった。
　そこで、本発明は、降伏強度（０．２％耐力）及び引張強さ等の機械的特性に優れるＣｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金を提供することを目的とする。
　上記課題を達成した本発明は、質量％で、Ｃｒ：３０％超、３６％以下、Ｍｏ：５～８％、及びＮ：０．２０～０．６５％を含有し、残部はＣｏ及び不可避的不純物であり、積層造形によって製造されたことを特徴とする生体用Ｃｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金である。
　本発明の生体用Ｃｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金は、凝固組織がデンドライト組織であり、該デンドライト組織の一次アームの枝間隔が５μｍ以下であることが好ましい。また、本発明の生体用Ｃｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金は、例えば０．２％耐力が７００ＭＰａ以上であり、引張強さが９８０ＭＰａ以上である。
　本発明には、上記生体用Ｃｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金を製造するために用いる粉末も包含され、この粉末は、粒径が１００μｍ以下であるところに要旨を有している。
　本発明は、上記記載の化学組成を有するＣｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金粉末を積層造形することを特徴とする生体用Ｃｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金の製造方法も包含する。
　本発明の製造方法において、出力５０Ｗ以上のレーザーを照射するとともに、面方向のスキャンピッチを０．１ｍｍ以上として積層造形することが好ましい。なお、面方向のスキャンピッチとは、レーザーの照射間隔を意味している。
　本発明によれば、高Ｃｒ及び高ＮのＣｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金を、積層造形によって製造しているため、０．２％耐力、引張強さ、及び伸びに優れるＣｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金を提供できる。
図１は、面方向のスキャンピッチと０．２％耐力の関係を表したグラフである。 図２は、レーザーの出力と、引張強さ及び伸びの関係を表したグラフである。 図３は、後記する実施例で製造したＣｏ合金の組織を観察した光学顕微鏡写真である。
　本発明者らは、降伏強度及び引張強さ等の機械的特性に優れるＣｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金を提供すべく検討を重ねた結果、特許文献１に記載の組成のＣｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金を粉末とし、該粉末を積層造形すれば、０．２％耐力、引張強さ、及び伸びに優れるＣｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金が得られることを見出し、本発明を完成した。以下、本発明の合金組成および積層造形について順に説明する。
　本発明のＣｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金は、質量％でＣｒ：３０％超、３６％以下、Ｍｏ：５～８％、及びＮ：０．２０～０．６５％を含有している。
　Ｃｒは、耐食性を確保するために必須の元素であり、本発明ではＣｒ量を３０％（質量％の意味。以下、化学組成について同じ）超とすることによって、さらに機械的特性の向上及びＮ固溶量を増加できる。Ｃｒ量は、好ましくは３１％以上であり、より好ましくは３２％以上である。一方、Ｃｒ量が過剰になると却って引張強さや伸びなどの機械的性質が劣化する。そこで、本発明ではＣｒ量を３６％以下と定めた。Ｃｒ量は好ましくは３５％以下であり、より好ましくは３４％以下である。
　Ｍｏは、耐食性及び耐磨耗性の向上に有効な元素である。そこで、Ｍｏ量を５％以上と定めた。Ｍｏ量は好ましくは６％以上である。一方、Ｍｏ量が過剰になると加工性の劣化を招く。そこで、Ｍｏ量は８％以下と定めた。Ｍｏ量は好ましくは７％以下である。
　Ｎは、安定したγ相を形成し、延性を向上する作用を有する元素である。また、Ｎは、０．２％耐力を向上する作用も有している元素である。そこで、本発明ではＮ量を０．２０％以上と定めた。Ｎ量は、好ましくは０．２５％以上であり、より好ましくは０．３０％以上である。一方、Ｎ量が過剰になるとＣｒ2Ｎが析出し、機械的性質が劣化する。そこで、Ｎ量を０．６５％以下と定めた。Ｎ量は好ましくは０．６０％以下であり、より好ましくは０．５５％以下である。
　本発明のＣｏ合金の組成は上述の通りであり、残部は実質的にＣｏである。Ｃｏは耐食性、耐摩耗性を有する元素である。但し、原材料、資材、製造設備等の状況によって持ち込まれる不可避不純物が本発明のＣｏ合金中に含まれることは当然に許容される。さらに本発明では、必要に応じてＣ：０．２％以下、Ｎｉ：１．００％以下、Ｓｉ：１．００％以下及びＭｎ：１．００％以下よりなる群から選ばれる少なくとも１種を含有していても良い。
　本発明のＣｏ合金は、積層造形によって製造されていることを特徴とする。積層造形によって製造されるＣｏ合金は、微細な凝固組織を呈しており、通常、該凝固組織がデンドライト組織であり、デンドライト組織の一次アームの枝間隔は例えば５μｍ以下であり、好ましくは１．５μｍ以下である。該枝間隔の下限は通常０．５μｍ程度である。
　次に積層造形について説明する。積層造形は、例えば特許第４０５４０７５号公報などに記載されており、材料粉末を層状に敷き詰め、レーザービームなどの電磁放射線、又は電子ビームなどの粒子放射線を照射することによって、材料粉末を溶融後に凝固させ、成形体を製造する方法である。本発明では、上記した組成のＣｏ合金を積層造形しているため、０．２％耐力及び引張強さ、さらに伸びに優れたＣｏ合金を提供できる。また、積層造形によれば、放射線の照射パターンを精密に制御することができるため、複雑形状も成形可能である。
　本発明者らの検討によれば、Ｃｏ合金の機械的特性（０．２％耐力、引張強さ及び伸び）は、積層造形の条件と相関関係があり、面方向のスキャンピッチを大きくすることによって、特に０．２％耐力をより向上でき、また放射線の出力を大きくすることによって、特に引張強さ及び伸びをより向上できる。具体的には、面方向のスキャンピッチを０．１ｍｍ以上とすることが好ましく、より好ましくは０．２ｍｍ以上、さらに好ましくは０．３ｍｍ以上である。面方向のスキャンピッチの上限は、気孔を形成させないため、例えば０．５ｍｍ以下である。また放射線の出力は５０Ｗ以上が好ましく、より好ましくは１００Ｗ以上、更に好ましくは１５０Ｗ以上である。放射線の出力の上限は、放射線を出力する装置によるが、例えば４００Ｗ以下である。
　積層造形におけるその他の製造条件は適宜設定可能であるが、例えば放射線の照射径（例えば円の半径）を０．１～１ｍｍ程度、放射線源と材料粉末との距離を１００～１００００ｍｍ程度、積層厚さ（粉末の一層分の厚み）を０．０１～０．１ｍｍ程度とすれば良い。また積層造形の際の雰囲気は特に限定されないが、アルゴンガス、窒素ガス等の不活性ガス雰囲気下で行うことが好ましい。
　積層造形に用いる材料粉末は、アトマイズ法（水アトマイズ法又はガスアトマイズ法）、回転電極法、ボールミル法などによって調製可能である。前記方法によって調製された粉末は、必要に応じて篩い分けなどを行い、粒径１００μｍ以下（好ましくは７０μｍ以下、より好ましくは５０μｍ以下）とすることが好ましい。なお、前記材料粉末の粒径は、通常５μｍを下回らない。本明細書において粒径とは最大径を意味している。
　積層造形における放射線の種類は特に限定されないが、本発明では電磁放射線の中のレーザーを用いている。レーザーの種類としては、ＹＡＧレーザー、エキシマレーザー、半導体レーザー、ＣＯ2レーザーなどが挙げられる。
　上記した組成のＣｏ合金を積層造形することによって製造した本発明のＣｏ合金は０．２％耐力、引張強さ及び伸びなどの機械的特性に優れている。０．２％耐力は例えば７００ＭＰａ以上（好ましくは７３０ＭＰａ以上、より好ましくは７６０ＭＰａ以上）であり、引張強さは例えば９８０ＭＰａ以上（好ましくは１０００ＭＰａ以上、より好ましくは１０２０ＭＰａ以上）である。また、伸び（全伸び）は例えば８．０％以上（好ましくは１０．０％以上、より好ましくは１５．０％以上）である。
　また、本発明のＣｏ合金の組織は、通常、デンドライト組織であり、該組織が異方性を有する影響で、前記機械的特性はＣｏ合金の方向（積層方向に対する方向）によって異なっている。具体的には、０．２％耐力及び引張強さについては積層方向に垂直な方向でより高い値を示し、伸びについては積層方向に平行な方向でより高い値を示す。従って、生体用材料の用途に応じて、該材料の使用時に主に負荷が掛かる方向と積層方向を適切に調整して製造することが好ましい。具体的には、０．２％耐力及び引張強さが主に要求される用途では、生体用材料使用時の負荷方向と積層方向が垂直となるように積層造形して本発明のＣｏ合金を製造すればよく、また伸びが主に要求される用途では、生体用材料使用時の負荷方向と積層方向が平行となるように積層造形して本発明のＣｏ合金を製造すれば良い。
　本願は、２０１１年１０月２１日に出願された日本国特許出願第２０１１－２３１７０３号に基づく優先権の利益を主張するものである。２０１１年１０月２１日に出願された日本国特許出願第２０１１－２３１７０３号の明細書の全内容が、本願に参考のため援用される。
　以下、実施例を挙げて本発明をより具体的に説明する。本発明は以下の実施例によって制限を受けるものではなく、前記、後記の趣旨に適合し得る範囲で適当に変更を加えて実施することも勿論可能であり、それらはいずれも本発明の技術的範囲に包含される。
　表１に記載の化学組成のＣｏ合金溶湯を調製し、水アトマイズ法によってＣｏ合金粉末を作製し、その後篩い分けして粒径４５μｍ以下のＣｏ合金粉末を作製した。
　前記粉末を、表１に記載のレーザー出力及びスキャンピッチ（面方向）で、レーザー積層造形装置（ＥＯＳＩＮＴ　Ｍ２５０　ｘｔｅｎｄｅｄ）によって、歯科鋳造用コバルトクロム合金　ＪＩＳ　Ｔ６１１５に準拠してダンベル型引張試験片形状のＣｏ合金を作製した（試験Ｎｏ．１～７、９、及び１１～１５）。試験Ｎｏ．１～５、９、及び１１～１４については、引張試験方向と積層方向が平行となるように積層造形し、試験Ｎｏ．６、７、及び１５については、引張試験方向と積層方向が垂直となるように積層造形した。積層造形はアルゴン雰囲気下で行い、レーザーの照射径は０．４ｍｍ（４００ｍｉｃｒｏｎ）であり、積層厚さ０．０５ｍｍであった。
　各試験片について、ＪＩＳ　Ｔ６１１５に準拠して０．２％耐力、引張強さ、伸び（全伸び）を測定した。各試験Ｎｏ．につき、試験数はいずれも３とした。
　なお、比較のため、本発明の組成を満足するＣｏ－３３質量％Ｃｒ－５質量％Ｍｏ－０．３４質量％Ｎを室温砂型を使用した遠心鋳造法により製造した試料（試験Ｎｏ．８）及びＡＳＴＭ　Ｆ７５規格材であるＣｏ－２９質量％Ｃｒ－６質量％Ｍｏを室温砂型を使用した遠心鋳造法により製造した試料（試験Ｎｏ．１０）の結果も合わせて表１に示した。表１では、遠心鋳造法で製造したことを示すためにレーザー出力の欄に、Ａｓ－Ｃａｓｔと表記した。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
　表１より、本発明のＣｏ合金である試験Ｎｏ．１～７、１１～１５はいずれも０．２％耐力、引張強さ及び伸びの機械的特性に優れていた。また、これら試験結果よりスキャンピッチ及び放射線の出力が、機械的特性に与える影響が明らかとなった。図１は、面方向のスキャンピッチと０．２％耐力の関係を示したグラフであり、図２は放射線の出力（本実施例ではレーザー出力）と、引張強さ及び伸びの関係を示したグラフである。図１、２によればスキャンピッチが大きくなるにつれて０．２％耐力が向上し、レーザー出力が大きくなるにつれて引張強さ及び伸びが向上することが分かる。
　また、試験Ｎｏ．３と６を比較すると、引張方向が積層方向に対して平行である場合は伸びに優れていることが分かり、引張方向が積層方向に対して垂直である場合には０．２％耐力及び引張強さに優れていることが分かる。同様の傾向が、試験Ｎｏ．４と７、または試験Ｎｏ．１３と１５を比較しても読み取れる。
　さらに、試験Ｎｏ．３について、光学顕微鏡によって観察した組織写真を図３に示す。図３（ａ）は積層方向に対して垂直な断面の組織写真であり、図３（ｂ）は積層方向に対して平行な断面の組織写真である。図３によれば、微細なデンドライト組織が形成されていることが分かる。
　また、試験Ｎｏ．３について、ある基準の長さＬを、デンドライト界面が横切った数ｎを測定し、Ｌ／（ｎ－１）の計算によってデンドライト組織の一次アームの枝間隔を求めたところ、１．５μｍであった。試験Ｎｏ．１、２、４～７、１１～１５のデンドライト組織の一次アームの枝間隔は、いずれも５μｍ以下であったが、本発明の対象外である試験Ｎｏ．８及び１０では、遠心鋳造法によって製造しているため、デンドライト組織の一次アームの枝間隔が５μｍを超えていた。
　本発明のＣｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金は、例えば歯科用、整形外科用などの生体用材料として好適に使用できる。

Claims (6)

  1. 　質量％で、
    　Ｃｒ：３０％超、３６％以下、
    　Ｍｏ：５～８％、及び
    　Ｎ　：０．２０～０．６５％を含有し、残部はＣｏ及び不可避的不純物であり、
    　積層造形によって製造されたことを特徴とする生体用Ｃｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金。
  2. 　凝固組織がデンドライト組織であり、
    　該デンドライト組織の一次アームの枝間隔が５μｍ以下である請求項１に記載の生体用Ｃｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金。
  3. 　０．２％耐力が７００ＭＰａ以上、引張強さが９８０ＭＰａ以上である請求項１又は２に記載の生体用Ｃｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金。
  4. 　請求項１～３の何れかに記載の生体用Ｃｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金を製造するために用いる粉末であって、
    　粒径が１００μｍ以下であることを特徴とする生体用Ｃｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金粉末。
  5. 　請求項４に記載のＣｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金粉末を積層造形することを特徴とする生体用Ｃｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金の製造方法。
  6. 　出力５０Ｗ以上のレーザーを照射するとともに、面方向のスキャンピッチを０．１ｍｍ以上として積層造形する請求項５に記載の生体用Ｃｏ－Ｃｒ－Ｍｏ合金の製造方法。
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