(57)【要約】【課題】Ｍｇ合金材料製のインプラントを使用する場合、骨接合時は強度を持し、骨接合後は生体内で消滅する生分解性を有するインプラントを提供すること、及び、使用する体内の部位によって、必要とされる生分解性、強度を満足するように、これら両方の性質を同時に制御できる製造方法を見出すことを課題とする。【解決手段】医療用インプラントに使用するマグネシウム合金材料において、亜鉛を除くＭｇの濃度が９９．９９重量％以上であり、かつ亜鉛の濃度が０．００３重量％以上〜１．０重量％未満である材料を製造する。また、この合金材料を、押出成形及び／又は型鍛造を行う。【選択図】図５
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
医療用インプラントに使用するマグネシウム合金材料において、亜鉛を除くマグネシウムの濃度が９９．９９重量％以上であり、かつ亜鉛の濃度が０．００３重量％以上〜１．０重量％未満であることを特徴とするマグネシウム合金材料。
【請求項２】
請求項１に記載するマグネシウム合金材料を、押出成形及び／又は型鍛造を行うことを特徴とするマグネシウム合金材料の製造方法。
【請求項３】
請求項１及び請求項２に記載のマグネシウム合金材料を使用することを特徴とする医療用インプラント。
【請求項４】
ボーンプレート、ステント、又は止血クリップであることを特徴とする請求項３に記載の医療用インプラント。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、マグネシウム（Ｍｇ）合金を使用するインプラント材料、及び医療用インプラントの製造方法に関する。特に、生分解性を備えたＭｇ合金材料、該Ｍｇ合金材料をインプラントに適した強度を付与する製造方法、及び該Ｍｇ合金材料を使用した医療用インプラントに関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、骨の損傷部分又は骨折部分等の接合術又は再建術において、骨の固定、補綴等に使用されるインプラント材料としては、強度等の機械的性質及び加工性に優れた金属材料が用いられてきた。特に、生体適合性が良く、強度の高いステンレス、タンタル、チタン又はチタン合金が使用されている。
【０００３】
しかしながら、上記金属製のボーンプレートやステントは、治療後も長期、もしくは半永久的に体内に留置せざるを得ないことから生じるリスクが問題となっている。具体的には、長期にわたり留置しておくと、インプラントが骨に代わって荷重を支持することになり、骨量が減少したり、骨が脆弱化するストレスシールディング（応力遮蔽）と呼ばれる現象である。また、成長期の小児に前記インプラントを使用すると、骨の成長を阻害することが懸念される。
【０００４】
そこで、骨の損傷又は骨折の治療後に、再手術によりボーンプレートを抜去することが行われている。しかし、再手術を行うことは患者の負担が大きいことから、再手術を行う必要のないボーンプレートの開発が望まれている。
【０００５】
また、ステントの場合は、ステント血栓症のリスクや、ステント本体により血管壁に対して生じるメカニカルストレスのために、慢性的な炎症が起こる可能性が指摘されている。また、バイパス手術やＣＴ撮影の際に邪魔になるという問題もある。そのため、一定期間後に分解して消失する素材の開発が望まれている。
【０００６】
このような再手術を必要としない生分解性のある素材として、ポリ乳酸や濃度が９９．９９重量％を超える高純度Ｍｇ材料を使用するインプラントが提案されている（特許文献１〜３、６）。
【０００７】
特許文献１には、高純度Ｍｇを用いた生体内分解性を有する骨接合材が開示されている。実施例によれば９９．９９８重量％のＭｇ濃度のＭｇ塊を加圧成形、あるいは圧造成形によりボーンプレート等を製造している。
【０００８】
特許文献２には、耐食性の高い高純度Ｍｇ金属で形成されている第１部分と、耐食性の低い低純度Ｍｇ金属で形成されている第２部分とを有するボーンプレートなどの生体器具が開示されている。純度の異なる２種のＭｇを使用することによって、生体内での溶解速度の制御を図ろうとするものである。
【０００９】
特許文献３には、形状記憶機能を有する生体吸収ポリマーからなる糸により形成された脈管用ステントが開示されている。生体吸収ポリマーとして、ポリ乳酸（ＰＬＬＡ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）が開示されている。
【００１０】
特許文献６には、９９．９９重量％以上のＭｇであって、その他の含有元素の量を制限した材料を用いて、蒸留、押出、型鍛造によりインプラントを製造する方法が開示されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１１】
【特許文献１】国際公開第２０１３／０２１９１３号
【特許文献２】国際公開第２０１５／０９８０７１号
【特許文献３】国際公開第００／１３７３７号
【特許文献４】特開２００５−１２６８０２号
【特許文献５】特開２０１３−１９８６９８号
【特許文献６】国際公開第２０１６／１４８１７２号
【非特許文献】
【００１２】
【非特許文献１】超高純度マグネシウムを用いた生体吸収性ボーンプレート製造技術の開発、平成２３年度第３時補正予算事業  戦略的基盤技術高度化支援事業  成果報告書（公開版）、東北経済産業局、２０１３．２
【非特許文献２】井上  誠、長岡技術科学大学平成１１年博士論文「マグネシウム合金の精製および耐食性に関する研究」
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１３】
特許文献１に開示されている方法は、４Ｎ（Ｎは濃度の連続する９の桁数を表す。）以上（９９．９９重量％以上）の高純度マグネシウム（Ｍｇ）を使用するものであり、生分解性は適度に保たれているものの、強度が十分ではないという問題があった。そのため、特に荷重のかかる骨接合では十分な強度を担保することができなかった。特許文献２に開示されている生体器具は、生体に吸収される時間を制御できるものの、どちらもＭｇ金属からなる部材を組み合わせており、組み合わせた材料における十分な強度を得ることが困難であるという問題があった。特許文献３に記載のポリマーは、生分解性は良いものの、強度が弱く、ステントとして使用するのには問題は生じないが、ボーンプレートのように荷重のかかる部材としての使用には使用部分が制限されていた。特許文献６に開示されている方法で製造したボーンプレートは、生分解性、強度は良好であるが、生体内での強度評価が十分になされてはいない。
【００１４】
すなわち、ポリ乳酸も高純度Ｍｇも生分解性には優れているものの、強度が低いという問題点がある。特に、ポリ乳酸は、生分解性は良いものの強度が弱い。そのため骨折の治療に使用されるボーンプレートのように、強度が必要とされる医療用部材に使用すると荷重を支えきれず、また、ステントに用いた場合には拡張した血管を支えきれないという問題が生ずる。
【００１５】
Ｍｇの比重は１．７４と鉄の１／４、アルミニウムと比べても２／３と実用金属の中では最も軽く、鉄やアルミニウムと比較して重量当たりの強度や剛性が優れている。しかしながら、生体内で使用するためにはできるだけ軽く、また、厚みを薄くする必要がある。Ｍｇは、鉄、アルミニウムに比べて、剛性が優れているとはいえ、チタン、チタン合金に比べて強度が低い。そのため、生体内に留置するボーンプレート等のインプラント材料であるチタンに代わる材料としては、生体吸収性という利点があるにもかかわらず、現在までのところ実用化に至っていないというのが現状である。
【００１６】
金属の強度を向上させるには、一般的には加工により金属組織を微細化することが試みられており、加工方法として、圧延、押出、捩り、鍛造等が挙げられ、鉄等の加工では既に実用化されている。Ｍｇの強度向上のためにこれまでに実施されてきた方法としては合金化が挙げられ、Ｍｇとその他金属との固溶体形成、化合物形成により、強度向上効果を得て、一部実用化されている。
【００１７】
特許文献５に開示されているように、Ｍｇ合金材料の加工方法として、押出、切断、圧縮、打ち抜きを適用し、これらの工程の順序、加工の方向を厳密に指定している。この理由は、押出方向であるa軸と平行な方向に圧縮すると、金属結晶のｃ軸に直交する方向に圧縮荷重がかかることになり、結晶構造に構造欠陥が生じ、強度低下、材料破損に繋がることを防止することにある。このような厳密な加工方法を適用せざるを得ないのは、対象材料がＭｇ合金であることによる。
【００１８】
またＭｇを合金化することにより、強度向上ははかれるものの生分解性が非常に速くなりボーンプレートとして使用する場合、骨接合前に溶けてしまうことは、非特許文献１に示されており、これを防止するために、樹脂製コーティングを行うことが試みられている。しかし、体内留置時に金属と樹脂の接合面が剥離してしまうことが懸念されており、実用化していない。
【００１９】
ボーンプレートとして使用する場合、骨接合時は強度を保持し、骨接合後は生体内で生分解により消滅してくれる生分解性を持つ性状を具備するためには、Ｍｇ合金化ではなく、逆に高純度化であると考える方法がある。高純度化のためには、特許文献４、６、非特許文献２に示されているように、市販の９９．９重量％の濃度を持つＭｇを用いて、真空蒸留によりＭｇを昇華させ、他の含有元素とは異なる温度帯で凝縮させる方法が開示されている。
【００２０】
Ｍｇの高純度化をはかる方法として、特許文献４、６に示される方法が開示されている。しかし、真空蒸留により昇華、凝縮させたＭｇは、例えば円柱状のインゴットを得たとしても、凝縮の工程を経るため極めてポーラスなインゴットとなり、気孔率は１０体積％程度になっている。このままではインプラント材料としては使用できないため、気孔をゼロとする加工方法の適用、及び既存のチタン等の材料に匹敵する強度を付加する必要がある。このための加工法として、特許文献６に押出、型鍛造による方法が示されているが、生体内での強度評価は十分ではなく、適正な加工方法は未だ開発されていない。
【００２１】
さらに、ボーンプレートとして使用する場合、骨接合時は強度を保持し、骨接合後は生体内で生分解により消滅してくれる生分解性を制御できる方法も見出されていない。さらに、使用する体内の部位によって、必要とされる生分解性、強度が異なっており、これら両方の性質を同時に制御できる方法も見出されていない。
【００２２】
本発明は、Ｍｇ合金材料を使用して、ボーンプレートとして使用する場合、骨接合時は強度を保持し、骨接合後は生体内で消滅する生分解性を有し、すでに汎用となっているチタンやチタン合金製のインプラントと強度面で遜色のないインプラントを提供することを課題とする。そのために安定してＭｇ合金材料を製造すること、さらにボーンプレート、ステント等のインプラントとして使用する場合にも十分に耐えられる強度、及び生分解性を備えたＭｇ合金材料を製造することを課題とする。
【００２３】
さらに、使用する体内の部位によって、必要とされる生分解性、強度を満足するように、これら両方の性質を同時に制御できる製造方法を見出すことも課題とする。
【課題を解決するための手段】
【００２４】
本発明は、医療用インプラントに使用するマグネシウム合金材料において、亜鉛を除くＭｇの濃度が９９．９９重量％以上であり、かつ亜鉛の濃度が０．００３重量％以上〜１．０重量％未満であることを特徴とする。
【００２５】
インプラントとして使用するＭｇ素材としては濃度９９．９９重量％を超える、すなわち４Ｎ以上の純度のＭｇであることが生分解性の点から望ましい。４Ｎ以上の高純度Ｍｇが耐食性に優れていることはすでに知られている。骨折の治療、血管の拡張といった治療目的で生体内に留置した場合に、少なくとも６ヶ月は生体内で十分な強度を備えていることが必要とされる。３Ｎ程度の純度のＭｇは耐食性が低いことが指摘されており、体内での吸収が早いため６ヶ月後には十分な強度を保つことができない。したがって、４Ｎ以上の純度の耐食性に優れたＭｇであることがボーンプレート、ステント等のインプラントの素材として要求される。
【００２６】
さらに、発明者が鋭意検討したところ、Ｍｇ濃度が９９．９９％を超える同じような純度のＭｇであっても、不純物の組成によって生体内での溶解性が違うことが明らかとなった。インプラントとして使用する場合には、体内で溶解し吸収されることが重要であるが、溶解速度が速いと骨を接合した箇所が十分な強度を得る前にインプラントが吸収されてしまう可能性がある。しかし、不純物として含まれるケイ素（Ｓｉ）、アルミニウム（Ａｌ）、マンガン（Ｍｎ）、鉄（Ｆｅ）、ニッケル（Ｎｉ）、銅（Ｃｕ）が極めて低濃度であれば、骨接合後６ヶ月程度までインプラントとして溶解せずに体内に残留していることが明らかとなった。具体的には、Ｓｉ、Ａｌ、Ｍｎ、Ｆｅ、Ｎｉ、Ｃｕを足した濃度が、０．００１重量％未満であれば、体内における吸収が比較的緩やかであり、生体内留置後６ヶ月でも断面積が元の断面積の８０％以上を維持することができる。
【００２７】
亜鉛を除くＭｇの濃度が９９．９９重量％以上であるＭｇに、亜鉛（Ｚｎ）が含まれていても、生体内における溶解性が大きく増加することはない。Ｚｎの濃度を数値限定した理由は、次に述べるとおりである。Ｚｎ濃度が０．００３重量％未満であると、溶解性は変わらないが、強度向上が見られない。またＺｎ濃度が１．０重量％以上となると、強度向上ははかれるが、溶解性が増加してしまう。
【００２８】
前述した組成のＭｇ合金材料を製造するためには、特許文献４、６、非特許文献２に示されている真空蒸留法を用いるが、出発原料を選択して一度で目標とするＭｇ合金材料を製造するか、あるいはＺｎを除くＭｇの濃度が９９．９９重量％以上である材料を製造し、その後所定のＺｎを添加して再蒸留することもできる。
【００２９】
本発明は、医療用インプラントに使用するマグネシウム合金材料において、Ｚｎを除くマグネシウムの濃度が９９．９９重量％以上であり、かつＺｎの濃度が０．００３重量％以上〜１．０重量％未満である材料を、押出成形及び／又は型鍛造を行うことを特徴とする。
【００３０】
前述したように、Ｚｎを除くＭｇの濃度が９９．９９重量％以上であり、かつＺｎの濃度が０．００３重量％以上〜１．０重量％未満である材料は、体内における生分解性は極めて良好であり、施術後６ヶ月程度までインプラントとして溶解せずに体内に残留している。この材料を押出成形することにより、加工硬化により強度向上がはかれるが、含有するＺｎ濃度の増加そのものが強度向上にも寄与するため、押出成形により、さらに強度向上がはかれる。
【００３１】
さらに強度向上をはかるためには、型鍛造を行う。押出成形では押出比（押出前のるつぼの断面積を押出ダイスの断面積で割った値）を変化させても強度向上は余り見られないが、鍛造における鍛造率を変化させることにより、強度向上代を調整できる。
【００３２】
インプラントとして使用する場合、使用する体内の部位によって、必要とされる生分解性、強度を満足するように、これら両方の性質を同時に制御できる製造方法は、下記のように発明された。
【００３３】
生分解性の制御は次のように行う。即ち、Ｚｎを除くＭｇの濃度が９９．９９重量％以上であるＭｇに含まれるＺｎの濃度を、０．００３重量％から１．０重量％までの範囲で制御する。Ｚｎ濃度の低い方が生分解性は小さくなる。
【００３４】
強度の制御は次のように行う。即ち、強度はＺｎ濃度が高い方が向上する。これに押出成形を行うことにより、さらなる強度向上がはかれる。さらに型鍛造を行うことにより、押出成形よりも強度向上がはかれる。押出成形時の押出比は強度制御のパラメーターにはならないが、鍛造の鍛造率（通常５％から１５％の範囲で変化させる）は強度制御のパラメーターになる。
【００３５】
強度向上の制御項目として、Ｚｎ濃度、押出成形、型鍛造の３つの方法があるが、必要とされる強度によって、これら３つの方法を組み合わせて使用できる。なお、生分解性制御の方法はＺｎ濃度だけであったが、押出成形、型鍛造により、材料組織の結晶粒の微細化、組織の方向性の解除、組織の緻密化がはかられ、これらが生分解性にも影響を与えるので、生分解性と強度を満足する方法をこれらの方策の中で選択できる。
【００３６】
本発明のインプラントは、前記マグネシウム合金材料を使用することを特徴とする。また、前記インプラントが、ボーンプレート、ステント、又は止血クリップであることを特徴とする。
【００３７】
本発明のＭｇ合金材料を使用して製造したインプラントは、強度が高く、また生分解性も良く、生体内の吸収分解におけるＺｎ以外の金属が極めて少ないことから、ヒトでの臨床使用において安全性が高い。したがって、ボーンプレート、ステント、止血クリップとして用いた場合でも必要な強度を備えている。また、生体に吸収されることから、再手術によって取り除く必要がなく、患者の負担が少ない。
【発明の効果】
【００３８】
本発明のＭｇ合金材料を用いて製造したインプラントは、生体内で吸収されることから、抜去するために再手術の必要がない。また、生体内で吸収されるもののその吸収速度が比較的遅いことから、骨折の治療に使用した場合でも、長期間荷重を支えるだけの十分な強度を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【００３９】
【図１】本発明による、真空蒸留で製造したＭｇ合金（Ｍｇ−０．００５Ｚｎ、Ｍｇ−０．５Ｚｎ）の押出成形後、及び原料となる市販のＭｇ合金（ＡＭ６０，ＡＺ９１）の浸蝕速度を示す図。
【図２】本発明による、真空蒸留で製造したＭｇ合金（Ｍｇ−０．００５Ｚｎ、Ｍｇ−０．５Ｚｎ）の押出成形後の引張強度（ＵＴＳ）を示す図。
【図３】本発明による、真空蒸留で製造したＭｇ合金（Ｍｇ−０．００５Ｚｎ、Ｍｇ−０．５Ｚｎ）の押出成形後の伸びを示す図。
【図４】本発明による、真空蒸留で製造したＭｇ合金（Ｍｇ−０．００５Ｚｎ、Ｍｇ−０．５Ｚｎ）の押出成形後のビッカース硬度（ＨＶ）を示す図。
【図５】本発明による、真空蒸留で製造したＭｇ合金（Ｍｇ−０．００５Ｚｎ、Ｍｇ−０．５Ｚｎ）の押出成形後、及び更に鍛造を行った後の曲げ強度を示す図。
【発明を実施するための形態】
【００４０】
発明者は、真空蒸留法によってＭｇを製造する際に、Ｚｎを除くＭｇの濃度が９９．９９重量％以上であり、Ｚｎの濃度を、０．００３重量％から１．０重量％までの範囲で制御する方法を見出した。
【００４１】
具体的には、表１に示すように、市販のＭｇ合金（ＡＭ６０）を出発原料として、Ｚｎを除くＭｇの濃度が９９．９９重量％以上であり、かつＺｎの濃度が０．００５１重量％であるＭｇ合金（以下Ｍｇ−０．００５Ｚｎと称する）、及び、市販のＭｇ合金（ＡＺ９１）を出発原料として、Ｚｎを除くＭｇの濃度が９９．９９重量％以上であり、かつＺｎの濃度が０．４９重量％であるＭｇ合金（以下Ｍｇ−０．５Ｚｎと称する）を製造した。
【００４２】
【表１】
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【００４３】
真空蒸留装置は一般的に用いられている真空蒸留装置を用いればよい。ここでは、非特許文献２に記載の自製の装置と基本的に同形の装置を用いて真空蒸留を行った。具体的には、出発原料となるＭｇ合金を坩堝に収納し、１０Ｐａ以下の減圧下、６００℃程度に加熱することにより昇華させる。
【００４４】
次に、昇華させたＭｇ蒸気を坩堝の上方に配設された凝縮器（３５０℃程度に冷却）に凝縮させる。前記のように１０Ｐａ以下の減圧下、６００℃程度に加熱する状態を１２時間程度保持することにより、Ｚｎを除く４Ｎ以上のＭｇを得ることができる。
【００４５】
出発原料となるＭｇ材料としては、前述した市販のＭｇ合金（ＡＭ６０、ＡＺ９１）の他にも、市販のＭｇ地金（Ｍｇ濃度は３Ｎ級）等を使用することができる。Ｍｇ濃度が３Ｎ級の材料には、不純物として、Ｓｉ、Ａｌ、Ｍｎ、Ｆｅ、Ｎｉ、Ｃｕ等が含まれる。
【００４６】
濃度が４Ｎ以上のＭｇは生分解性の点で優れていると言われている。発明者も濃度が３Ｎ級の純度の低いＭｇを疑似体液に浸漬させ、生体内での吸収を模した試験を行ったところ溶解が早く、数時間で元の形状を留めなくなった。従来は、インプラント材料として使用するＭｇの純度が重要であると言われていたが、発明者の研究により、Ｍｇ純度と共に不純物の組成も体内での吸収に深くかかわることが明らかとなった。Ｍｇ純度だけではなく、どのような不純物が含まれているかが生分解性や強度の点で重要である。Ｆｅ、Ｎｉ、及びＣｕは、Ｍｇの生体内での安定性に関与すると言われており、含有量が少ない方が安定となる。本発明のＭｇ素材にはこれらの元素はほとんど含まれておらず、生体内で安定性の高いインプラントの製造が可能である。
【００４７】
発明者は、前記表１に示す市販のＭｇ合金（ＡＭ６０、ＡＺ９１）、及び真空蒸留法によって製造したＭｇ−０．００５Ｚｎ、Ｍｇ−０．５Ｚｎの浸蝕速度を測定した。浸蝕液としてＪＩＳ Ｈ  ０５４１に準拠し、５重量％の塩化ナトリウム（ＮａＣｌ）溶液を用いて、浸蝕速度をｍｍ／年に換算した。図１に示すように、市販のＭｇ合金（ＡＭ６０、ＡＺ９１）に比較して、真空蒸留法によって製造したＭｇ−０．００５Ｚｎ、Ｍｇ−０．５Ｚｎは圧倒的に速度が低く、体内における浸蝕が遅いことが分かる。また、Ｍｇ−０．５ＺｎはＭｇ−０．００５Ｚｎに比べて、Ｚｎ濃度が高い分浸蝕速度は高いが、市販のＭｇ合金（ＡＭ６０、ＡＺ９１）よりも圧倒的に低いことが分かる。
【００４８】
次に、発明者は、真空蒸留されたＭｇ合金のインゴットの加工方法を見出した。Ｍｇ合金のインゴットは、真空蒸留により昇華、凝縮する方法を採用しているため、１０体積％程度の気孔を内蔵するブロックである。このままではインプラントを製造する材料とはならないため、緻密化する必要がある。また、緻密化して気孔を完全に除去しても、インゴットは昇華、凝縮方向に組織が揃っており、このままインプラントを製造すると、その方向性が強度を低下させる一因となる。
【００４９】
発明者は、真空蒸留されたＭｇ合金のインゴットの押出成形を行った。押出成形には、一般的に用いられている押出装置を用いればよい。ここでは、非特許文献２に記載の自製の装置と基本的に同形の装置を用いて押出成形を行った。図２の横軸に押出比を示すが、押出比とは、押出前のるつぼの断面積を押出ダイスの断面積で割った値であり、この値が高いほど、材料の緻密化がはかられていることになる。図２に示すように、Ｍｇ−０．００５Ｚｎは押出比を変化させても引張強度（ＵＴＳ）に与える影響は確認できず、１２０〜１６０ＭＰａ程度である。現在使用されているチタン合金のＵＴＳは１０００ＭＰａ程度と極めて高いが、樹脂（ポリ乳酸）のＵＴＳである６０ＭＰａ程度よりも高いので、インプラント材料としての使用に問題はない。
【００５０】
図３に示すように、Ｍｇ−０．００５Ｚｎは押出比にかかわらず、伸びが７％確保されており、押出成形を行うことにより加工可能な性状を得ることができる。ただし、強度を押出比で制御することは難しく、別の強度向上策を考える必要がある。
【００５１】
なお、真空蒸留されたＭｇ合金のインゴットの昇華、凝縮方向における性状変化のために、組織の方向ごとに強度が変化する現象は、押出成形を行うことにより殆ど解消できることも見出した。
【００５２】
図２に示すように、押出成形後の材料を用いたＭｇ−０．５ＺｎのＵＴＳは、Ｍｇ−０．００５ＺｎのＵＴＳに比べて１．５倍以上に向上しており、Ｚｎの濃度そのものが強度向上に及ぼす影響が分かる。この際、図３に示すように伸びは７％が確保されており、加工性に問題はない。
【００５３】
さらに図４に示すように、押出成形後の材料を用いたＪＩＳ  Ｚ  ２２４４に準拠した ビッカース硬さ試験によると、Ｍｇ−０．００５Ｚｎに比べて、Ｍｇ−０．５Ｚｎの方が硬度は高く、Ｚｎの濃度そのものが硬さの増加に寄与することが分かる。
【００５４】
次に、発明者は、押出成形を行ったインゴットを、さらに強度向上をはかるために、型鍛造を行う方法を見出した。型鍛造には、一般的に用いられている鍛造装置を用いればよい。押出成形後の材料を、鍛造により緻密化をはかる。その鍛造後の材料、及び押出成形後で鍛造前の材料から、ボーンプレートと同じ程度の大きさ（４ｍｍ×１３ｍｍ×厚さ１．６ｍｍ）の薄板を作製して、ＪＩＳ  Ｔ  ０３１１に準拠した３点曲げ試験を実施した。Ｍｇ−０．００５Ｚｎに鍛造率５％、及び１５％の鍛造を行った場合、３倍以上に強度が向上した。図５にそれを示す。
【００５５】
鍛造率を変化させると、押出成形した材料の緻密化の度合いが異なってくるので、強度向上に及ぼす影響は比例関係が期待されたが、必ずしも比例関係を示さず、最適な鍛造率が存在する。
【００５６】
本発明のマグネシウム合金材料をインプラントとして使用する場合、使用する体内の部位によって、必要とされる生分解性、強度を満足するように、これら両方の性質を同時に制御できる製造方法は、下記のようになる。
【００５７】
生分解性の制御は次のように行う。即ち、Ｚｎを除くＭｇの濃度が９９．９９重量％以上であるＭｇに含まれるＺｎの濃度を、０．００３重量％から１．０重量％までの範囲で制御する。Ｚｎ濃度の低い方が生分解性は小さくなる。
【００５８】
強度向上の制御項目として、Ｚｎ濃度、押出成形、型鍛造の３つの方法があるが、必要とされる強度によって、これら３つの方法を組み合わせて使用する。通常は、Ｚｎ濃度制御と押出成形、あるいは、Ｚｎ濃度制御と型鍛造、さらには、Ｚｎ濃度制御と押出成形と型鍛造の組合せとなる。
【００５９】
本発明の製造方法によれば、ボーンプレート、ステントとしても十分な強度を備え、また、臨床使用において生体内での吸収速度も適切なインプラントを得ることができる。
【産業上の利用可能性】
【００６０】
以下、本発明の産業上の利用可能性について説明する。
【００６１】
本発明にて提案する強度、生分解性を併せ持ち、生体に悪影響を及ぼさない医療用インプラント材料が提供され、かつその材料を用いた医療用インプラント製品として、ボーンプレート、ステント、又は止血クリップが提供されれば、骨の損傷部分又は骨折部分等の接合術又は再建術による治療において、患者にとって画期的な低侵襲性の治療方法が実現する。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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