(57)【要約】【課題】磁化率が低く超弾性を有する生体用金属材料を提供すること。【解決手段】ニオブと、アルミニウムと、残部のジルコニウムと、不可避的不純物と、からなり、ニオブの割合をアトミックパーセントでｘとし、アルミニウムの割合をアトミックパーセントでｙとした場合に、７≦ｘ≦１０．５、６≦ｙ≦１１、２５≦２ｘ＋ｙ≦２７、を満たす低磁化率ジルコニウム合金。【選択図】図９
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
ニオブと、
アルミニウムと、
残部のジルコニウムと、
不可避的不純物と、
からなり、
ニオブの割合をアトミックパーセントでｘとし、アルミニウムの割合をアトミックパーセントでｙとした場合に、
７≦ｘ≦１０．５、
６≦ｙ≦１１、
２５≦２ｘ＋ｙ≦２７、
を満たすことを特徴とする低磁化率ジルコニウム合金。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、低磁化率ジルコニウム合金に関し、特に、２％以上の回復ひずみ、いわゆる超弾性を有する低磁化率ジルコニウム合金に関する。
【背景技術】
【０００２】
歯科のインプラント（人工歯根）や歯列矯正ワイヤ、血管を拡張するためのステント、人工関節等、人体に使用される金属には、拒絶反応、アレルギー等の少ない生体適合性の高い材料を使用する必要がある。特に、歯列矯正ワイヤや血管拡張用のステントとしては、弾性の高い材料（超弾性材料）が好ましい。
このように、超弾性を有する金属材料としては、チタン（Ｔｉ）合金や、チタン−ニッケル（Ｔｉ−Ｎｉ）合金等が従来から知られている。
【０００３】
生体用のジルコニウム合金として、下記の特許文献１，２に記載の技術が公知である。
特許文献１（特許第６１６０６９９号公報）には、１２質量％以上１８質量％以下のＴａと、残部がＺｒのＺｒ−Ｔａ合金において、構成相が斜方晶マルテンサイトを含むマルテンサイトからなる生体用ジルコニウム合金が記載されている。
特許文献２（特開２０１２−６６０１７号公報）には、１５質量％超２５質量％以下のＮｂと、残部がＺｒの生体用ジルコニウム合金（Ｚｒ−Ｎｂ合金）が記載されている。
【０００４】
また、Ｎｉフリーな生体用超弾性チタン合金として、下記の特許文献３，４に記載の技術が公知である。
特許文献３（特許第３５２１２５３号公報）には、Ｎｂ，Ｔａが合計で１０〜２０ａｔ％、Ｓｎが３〜６ａｔ％、残部がＴｉ，Ｚｒで構成された形状記憶特性または超弾性を有する生体用形状記憶合金（（Ｔｉ，Ｚｒ）−（Ｎｂ，Ｔａ）−Ｓｎ合金）が記載されている。
【０００５】
特許文献４（特許第４３０２６０４号公報）には、Ｔｉ−ｘＴａ−ｙＮｂ−ｍＺｒ−ｎＭｏ合金において、
１５ｍｏｌ％≦１．５ｘ＋ｙ≦４５ｍｏｌ％、
１ｍｏｌ％≦ｍ≦２０ｍｏｌ％、
１ｍｏｌ％≦ｎ≦６ｍｏｌ％、
ｘ＋ｙ＋ｍ＋ｎ≦６０ｍｏｌ％、
を満たす生体用超弾性チタン合金が記載されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特許第６１６０６９９号公報
【特許文献２】特開２０１２−６６０１７号公報
【特許文献３】特許第３５２１２５３号公報
【特許文献４】特許第４３０２６０４号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
（従来技術の問題点）
現在、患者の診察を行う際に、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging：核磁気共鳴画像法）装置を使用して、患者の体内の画像を撮影することが行われている。このとき、体内に金属物が存在していると、ＭＲＩ装置の作動時に印加される磁場が、金属物の周囲で増大することとなり、撮影される画像にアーチファクト（偽像）が発生する問題がある。アーチファクトは、生体組織の磁化率（≒水の磁化率、−０．７２×１０−６［ｃｍ３／ｇ］）と、金属材料の磁化率との差が大きくなると顕著となる。Ｔｉ合金や、Ｔｉ−Ｎｉ合金、ステンレス合金、Ｃｏ−Ｃｒ合金、特許文献３，４に記載のＴｉ系の合金では、磁化率が高くアーチファクトが発生しやすい問題がある。
また、特許文献１，２に記載の合金では、磁化率は抑えられるが、超弾性を有さないため、生体用の金属材料として使用可能な用途が限られる問題がある。
【０００８】
本発明は、磁化率が低く超弾性を有する生体用金属材料を提供することを技術的課題とする。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
前記技術的課題を解決するために、請求項１に記載の発明の低磁化率ジルコニウム合金は、
ニオブと、
アルミニウムと、
残部のジルコニウムと、
不可避的不純物と、
からなり、
ニオブの割合をアトミックパーセントでｘとし、アルミニウムの割合をアトミックパーセントでｙとした場合に、
７≦ｘ≦１０．５、
６≦ｙ≦１１、
２５≦２ｘ＋ｙ≦２７、
を満たすことを特徴とする。
【発明の効果】
【００１０】
請求項１に記載の発明によれば、磁化率が低く超弾性を有する生体用金属材料を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１１】
【図１】図１は相同定の試験の一例として合金１５の試験結果の説明図である。
【図２】図２は各合金の相同定結果と２．５％歪み負荷除荷試験の結果の説明図である。
【図３】図３は歪み負荷試験の模式図である。
【図４】図４は超弾性を有する合金の超弾性回復歪みを表したグラフである。
【図５】図５はＴＥＭ観察結果の説明図である。
【図６】図６は合金１９と合金２８の歪み増加サイクル試験の結果のグラフである。
【図７】図７は合金１３、合金１９、合金２５、合金２８、合金３１、合金３４、合金３６の超弾性回復歪みと繰り返し回数のグラフである。
【図８】図８はＤＳＣ測定の説明図である。
【図９】図９は磁化率の測定結果のグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００１２】
本発明の実施例である下記表１に示す合金組成の合金７、合金８、合金１２〜合金１４、合金１８〜合金２０、合金２４〜合金３７および比較例としての合金１〜合金６、合金９〜合金１１、合金２１〜合金２３の試験片を作製して、実験を行った。
実験に使用した試験片は、下記の方法（１）〜（７）により作製された。
（１）各金属元素のａｔ％を計測してアルゴンアーク溶解法（３０００［Ｋ］以下）により溶融して合金インゴットを作製した。すなわち、合金１（Ｚｒ−１２Ｎｂ−３Ａｌ）は、１２ａｔ％（アトミックパーセント）のＮｂと、３ａｔ％のＡｌと、残部（８５ａｔ％）のＺｒの組成の合金であり、合金２（Ｔｉ−１１．５Ｎｂ−３Ａｌ）は１１．５ａｔ％のＮｂと、３ａｔ％のＡｌと、残部（８５．５ａｔ％）のＺｒの組成の合金である。
（２）作製された合金の均質化処理を行った。実施例の均質化処理では、一例として、１２７３［Ｋ］で７．２［ｋｓ］（７２００秒＝２時間）の間、空冷した。
（３）均質化処理がされた合金に対して、溶体化処理を行った。実施例の溶体化処理では、一例として、１２７３［Ｋ］で７．２［ｋｓ］（７２００秒＝２時間）の間、水で焼き入れした。
（４）溶体化処理がされた合金に対して、５０％冷間圧延を行った。
（５）冷間圧延された合金に対して、一例として、１２７３［Ｋ］で０．６［ｋｓ］（６００秒＝１０分）かけて、焼鈍を行った。
（６）焼鈍された合金に対して、最終厚さが０．２ｍｍの薄板となるように、９５％冷間圧延を行った。
（７）薄板の合金に対して、熱処理を行った。実施例１の熱処理では、一例として、１１７３［Ｋ］で１．８［ｋｓ］（１８００秒＝３０分）の間、水冷した。
【００１３】
【表１】
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【００１４】
（合金特性の測定試験）
前記作製方法で作製された合金の薄板を使用して、以下の１）〜６）の特性評価を行った。
１）相同定
２）２．５％歪み負荷除荷試験
３）ＴＥＭ観察
４）歪み増加サイクル試験
５）ＤＳＣ測定（Differential scanning calorimetry：示差走査熱量測定）
６）磁化測定
なお、相同定は、４％負荷除荷試験の前後で、ＸＲＤ（X-ray diffraction：Ｘ線回折）法で、相（β相（ｂｃｃ）やα″相（orthorhombic、斜方晶、マルテンサイト））の同定を行った。
また、歪み負荷除荷試験において、除荷後の加熱はヒートガンで５００Ｋに上昇させ、その後、室温まで冷却後変位を測定し、形状回復歪みを評価した。
【００１５】
図１は相同定の試験の一例として合金１５の試験結果の説明図である。
図１に示すように、応力負荷と加熱によって、β相とα″相の相変態を確認することができた。したがって、Ｚｒをベースとする実施例の合金でも、Ｔｉ合金と同じメカニズムで形状記憶特性が表れることがわかった。
図２は各合金の相同定結果と２．５％歪み負荷除荷試験の結果の説明図である。
図３は歪み負荷試験の模式図である。
図２において、各合金１〜３７における相同定結果と歪み負荷曲線を示す。図３において、歪み負荷曲線において、実施例である合金７、合金８、合金１２〜合金１４、合金１８〜合金２０、合金２４〜合金３７では、除荷時の弾性復元による歪みの回復量εelだけでなく、超弾性による歪みの回復εseが見られる。なお、弾性分の歪みεelと超弾性分の歪みεseを合わせたものが回復歪みεrであり、塑性変形によるひずみがεresとなる。
したがって、合金７、合金８、合金１２〜合金１４、合金１８〜合金２０、合金２４〜合金３７は超弾性を有する合金である。
【００１６】
図２の結果から、超弾性を有するＮｂ濃度とＡｌ濃度との関係は、ニオブの割合をａｔ％でｘとし、アルミニウムの割合をａｔ％でｙとした場合に、
７≦ｘ≦１０．５、
６≦ｙ≦１１、
２５≦２ｘ＋ｙ≦２７、
を満足する範囲と規定される。
なお、Ｎｂが７ａｔ％より少ない場合は、５０％冷間圧延ができず、試料作製ができなかった。
【００１７】
図４は超弾性を有する合金の超弾性回復歪みを表したグラフである。
図４において、前述した超弾性を有する合金において、合金１９、合金２５、合金２８、合金３１、合金３４は２％を超える超弾性回復歪みを有し、特に、合金２５、合金２８は４％を超える（約４．３％）超弾性回復歪みを有することが確認された。
【００１８】
図５はＴＥＭ観察結果の説明図である。
図５において、合金５、合金９、合金１４、合金１９の各ＴＥＭ画像を見ると、Ｎｂ濃度が同一で、Ａｌ濃度を増加させると、ω相（マルテンサイトを阻害する相）が減少していき、合金１９では、ほとんど消えたことが確認された。
【００１９】
図６は合金１９と合金２８の歪み増加サイクル試験の結果のグラフである。
図７は合金１３、合金１９、合金２５、合金２８、合金３１、合金３４、合金３６の超弾性回復歪みと繰り返し回数のグラフである。
図６、図７において、各合金において、歪み負荷試験を繰り返すと、一度超弾性特性が上昇した後、少しずつ超弾性特性が低下することが確認された。合金１３や合金１９では、５回目以降は超弾性特性が低下し始めるが、合金２５と合金２８、合金３１、合金３４は、合金１３や合金１９に比べて、繰り返しに強いことが確認された。特に、合金２８は７回目でも超弾性特性がほとんど低下しないことが確認された。
【００２０】
図８はＤＳＣ測定の説明図である。
ＤＳＣ測定では、各合金において、Ｎｂの濃度の変化とＡｌの濃度の変化と逆変態温度との関係を測定した。図８において、Ｎｂ濃度が増加するほど逆変態温度が低下することが確認された。なお、温度低下は、Ｎｂ濃度１ａｔ％あたり、−１１４［Ｋ］であった。また、Ａｌ濃度が増加するほど逆変態温度が低下することも確認された。なお、温度低下は、Ａｌ濃度１ａｔ％あたり、−４８［Ｋ］であった。
【００２１】
図９は磁化率の測定結果のグラフである。
図９には、各合金において、Ｎｂの濃度を変化させた場合と、Ａｌの濃度を変化させた場合の合金の磁化率の推移を計測した結果を示す。
図９において、各合金は、２×１０−６［ｃｍ３／ｇ］未満、さらに言えば、１．７×１０−６［ｃｍ３／ｇ］未満の磁化率の合金が得られることが分かった。ここで、純チタンは磁化率が３．２５×１０−６［ｃｍ３／ｇ］であり、Ｔｉ−Ｎｉ合金は磁化率が３．３０×１０−６［ｃｍ３／ｇ］である。したがって、チタン系の合金に比べて、約半分の磁化率を有する超弾性合金が得られた。なお、純ジルコニウムは磁化率が１．３１×１０−６［ｃｍ３／ｇ］であるが、超弾性特性は有さない。例えば、超弾性特性を有する合金２５は磁化率が１．６６×１０−６［ｃｍ３／ｇ］であった。
また、図９の結果から、Ｎｂの濃度を増加させると、磁化率が上昇することが確認された。これは、Ｎｂの磁化率（２．２０×１０−６［ｃｍ３／ｇ］）がＺｒよりも高いためと考えられる。また、Ａｌの濃度が増加すると、磁化率が上昇した後に低下することも確認された。最初に磁化率が上昇するのは、ω相の抑制効果が向上するためと考えられ、後に磁化率が低下するのはＡｌの磁化率（０．６１×１０−６［ｃｍ３／ｇ］）がＺｒの磁化率よりも低いためと考えられる。
【００２２】
前述の結果から、本実施例の各合金では、磁化率が２×１０−６［ｃｍ３／ｇ］よりも低く、ＭＲＩアーチファクトが発生しにくいとともに、超弾性を有する。また、ジルコニウムとニオブは生体適合性も高く、生体用金属材料として好適に使用することが可能である。
【００２３】
以上、本発明の実施例を詳述したが、本発明は、前記実施例に限定されるものではなく、特許請求の範囲に記載された本発明の要旨の範囲内で、種々の変更を行うことが可能である。
例えば、高い生体適合性を利用して、人工骨や人工関節、インプラント（人工歯根）、歯列矯正ワイヤ、ステント等の手術や治療等で使用される生体・医療部材に好適に利用可能であるが、これに限定されない。例えば、超弾性（高柔軟性）、高強度を利用して、眼鏡のフレームやゴルフクラブ、サスペンションやスプリング等の自動車、二輪車用部品、テントのポール等のレジャー用品等にも好適に適用可能である。
【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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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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