(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
ヒトまたは動物の体内に吸収されるマイクロ合金化マグネシウム材料であって、前記マイクロ合金化マグネシウム材料は、成分：０．８５〜１．４重量パーセントの亜鉛（Ｚｎ）、０．２〜０．５重量パーセントのカルシウム（Ｃａ）、０．２〜０．５重量パーセントのマンガン（Ｍｎ）、を含み、残部がマグネシウム（Ｍｇ）および不可避不純物であり、さらに、前記Ｍｇと共にマイクロ合金化されたＺｎ、Ｃａ、およびＭｎの重量パーセントの合計が、１．４〜２．４重量パーセントの範囲である、マイクロ合金化マグネシウム材料。
【請求項２】
前記Ｍｎの含量は０．２〜０．３５重量パーセントの範囲である、請求項１に記載のマイクロ合金化マグネシウム材料。
【請求項３】
１０×０．５ナノメートルのナノメートル級秩序層をさらに含む、請求項１に記載のマイクロ合金化マグネシウム材料。
【請求項４】
ヒトまたは動物の体内に吸収される材料で形成された手術器具であって、
亜鉛（Ｚｎ）、カルシウム（Ｃａ）、およびマンガン（Ｍｎ）でマイクロ合金化されてマイクロ合金化マグネシウム材料を生成するマグネシウム（Ｍｇ）で形成された本体を含み、前記マイクロ合金化マグネシウム材料は、主成分として０．８５〜１．４重量パーセントの亜鉛（Ｚｎ）、０．２〜０．５重量パーセントのカルシウム（Ｃａ）、０．２〜０．５重量パーセントのマンガン（Ｍｎ）を含み、残部がマグネシウム（Ｍｇ）であり、さらに、前記Ｍｇと共にマイクロ合金化されたＺｎ、Ｃａ、およびＭｎの重量パーセントの合計が、１．４〜２．４重量パーセントの範囲である、手術器具。
【請求項５】
前記本体は、ネジ、プレート、ステント、ステープル、ワイヤ、または移植器具のいずれか一つである、請求項４に記載の手術器具。
【請求項６】
前記本体は、クランプ、開創器、鉗子、または非移植用器具のいずれか一つの一部である、請求項４に記載の手術器具。
【請求項７】
前記Ｍｎの含量は０．３〜０．３５重量パーセントの範囲である、請求項４に記載の手術器具。
【請求項８】
前記マイクロ合金化マグネシウム材料の降伏強度は１５０〜２２０ＭＰａの範囲である、請求項４に記載の手術器具。
【請求項９】
前記マイクロ合金化マグネシウム材料の伸長率は１５〜３５パーセントの範囲である、請求項４に記載の手術器具。
【請求項１０】
前記マイクロ合金化マグネシウム材料の粒径は５μｍ未満である、請求項４に記載の手術器具。
【請求項１１】
前記マイクロ合金化マグネシウム材料のＨ２発生率が、３７℃の模擬体液中で２１日間当たり５０〜１５０ｍｌである、請求項４に記載の手術器具。
【請求項１２】
ヒトまたは動物の体内に吸収される材料で少なくとも部分的に形成される手術器具の製造方法であって、
主成分として０．８５〜１．４重量パーセントの亜鉛（Ｚｎ）、０．２〜０．５重量パーセントのカルシウム（Ｃａ）、０．２〜０．５重量パーセントのマンガン（Ｍｎ）を含み、残部がマグネシウム（Ｍｇ）であり、前記Ｚｎ、Ｃａ、およびＭｎの重量パーセントの合計が１．４〜２．４重量パーセントの範囲である、マグネシウム材料の溶融物を提供する工程であって、前記溶融物はマイクロ合金化マグネシウム材料を生成する、工程；
前記マイクロ合金化マグネシウム材料から鋳造物を形成させる工程；
前記鋳造物を加工熱処理において変形させる工程であって、それにより前記鋳造物の厚さは３０パーセントを超える量だけ減少して薄肉化展伸材が形成される、工程；
前記薄肉化展伸材を焼なまして焼鈍展伸材を形成させる工程；
前記焼鈍展伸材を焼入れおよび硬化の少なくとも一つで処理する工程；および
前記展伸材から手術器具の少なくとも一部を形成させる工程
を含む、製造方法。
【請求項１３】
前記変形させる工程は、前記鋳造物を圧延することを含む、請求項１２に記載の手術器具の製造方法。
【請求項１４】
前記変形させる工程は、前記鋳造物を押出し加工することを含む、請求項１２に記載の手術器具の製造方法。
【請求項１５】
前記焼なましの工程は、３００℃〜４００℃の範囲で焼なますことを含む、請求項１２に記載の手術器具の製造方法。
【請求項１６】
前記焼なましの工程は、最長４時間焼なますことを含む、請求項１５に記載の手術器具の製造方法。
【請求項１７】
前記硬化は、１０×０．５ナノメートルのナノメートル級秩序層を形成させることによって行われる、請求項１２に記載の手術器具の製造方法。
【請求項１８】
前記硬化は、１７５℃〜２２５℃の範囲における１０分間〜３時間の時効硬化を含む、請求項１２に記載の手術器具の製造方法。
【請求項１９】
前記形成させる工程は、前記鋳造物からネジ、プレート、ステント、ステープル、ワイヤ、および移植器具のうちの一つを形成させる、請求項１２に記載の手術器具の製造方法。
【請求項２０】
前記形成させる工程は、前記鋳造物からクランプ、開創器、鉗子、または非移植用器具の一つを形成させる、請求項１２に記載の手術器具の製造方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本願発明は一般的に手術器具に関する。本願発明はより具体的には、骨および組織固定用の移植可能な器具や移植不可能な手術器具を含む、生体吸収性の手術器具に関する。
【背景技術】
【０００２】
整形外科用インプラントの市場全体は世界で年間４３０億ドル（２０１２年度の推計値、Ｆｒｏｓｔ  ａｎｄ  Ｓｕｌｌｉｖａｎ）と大きく、そのうち年間１４０億ドルが再建術用の器具のため、年間４０億ドルが外傷の固定器具のためのものである。米国では、年に２５０万件以上のインプラントと靱帯の修復手術が行われる。靱帯修復手術だけでも年間７０万件以上と推測されている。ドイツなど、より小さな国でも、年間５０万件以上の手術による骨インプラントでの固定が必要となっている。これらのうち、３０万件程度において年間７０億ドルを費やしてインプラントを除去する撤回手術が必要である。米国防総省の二次的除去手術の費用は年間５０億ドルと推定される。新しい技術によってより迅速な回復や抗感染・炎症処置の回避を促進することができれば、医療制度における莫大な節約となるだろう。
【０００３】
靱帯や骨の損傷、例えば肩の傷害、前十字靭帯、膝腱や、各種の骨折、例えば頭蓋顔面骨などにおいて生じる損傷を修復するために、より効果的な手段を外科医は必要としている。現在のところ、これらの修復手術において、様々な手法、例えば、非吸収性の永久インプラント、非吸収性の一時的インプラント、そして生体吸収性ポリマーによるインプラントなどが使用されている。
【０００４】
これらの修復手術においては、インプラントから治癒しつつある骨や組織へと荷重が段階的に受け渡されることが望ましい。金属製の永久固定器具やインプラントは、強力である一方で、固定された骨に対して、その骨を充分に再生させるための適切な荷重を与えることは不可能である。プラスチック製の固定器具は骨の特性を模倣するには不十分である。いずれのタイプの固定器具も荷重の段階的な受け渡しはできない。さらに、金属製の固定器具は、手術後の磁気共鳴画像（ＭＲＩ）スキャンの障害となり、場合によっては固定器具を除去するための手術が必要である。生産的な時間の損失、身体的な傷害、感染の危険性、そして、固定器具を除去するための二次的な手術（とくに頭蓋顔面の固定器具や、靱帯や手・足指・足首等の小骨からの固定器具の除去）に起因する苦痛が生じる。そういった除去術に必要なコストは莫大である。
【０００５】
ときには修復した靱帯の治癒と強化のために生分解性プラスチックも固定器具として使用される。前述したように、そういったプラスチック製固定器具は、強度の点で骨の特性を適切には模倣できない。またこれらポリマー性のインプラントは、吸収されるにつれて後退面で骨の成長を促すわけでもない。前記のような手術のためには、現在の生分解性プラスチックより強力で、強靱で、強剛であるような材料が求められている。
【０００６】
外科手術の多くにおいて、金属製の器具、例えば開創器はありふれたものである。それらを使用するうちに金属の小片が生じて、手術部位を閉じる際に患者の体内に偶発的に取り残されてしまう可能性もある。もしも開創器が、非腐食性の材料、例えばステンレスやチタンで作られていれば、これらの金属小片は組織に対して有害となり得る。
【０００７】
以上の点から、強力で強靱で溶解可能な金属からなるインプラントや開創器が必要であると考えられる。
【０００８】
それと同時に、インプラントが人体に対して非毒性であることは最大限に重要である。懸念される例を挙げると、マグネシウム（Ｍｇ）系合金に強度と耐腐食性を付与する最も一般的な合金元素はアルミニウム（Ａｌ）であるが、Ｍｇ合金製のインプラント中にＡｌが存在すると、痴呆およびアルツハイマー病に対してＡｌが影響する可能性への重大な懸念が高まる。他の潜在的なＭｇインプラントは、強化のために希土類（ＲＥ）元素を含有するが、添加用のＲＥ母合金の組成は変わりやすく、ＲＥ元素を混合して含有しており、それらの一部は非毒性であるが他の一部は毒性である。また、ＲＥ元素は溶解途中のインプラントのある部位に濃縮されやすく、Ｍｇの場合のように身体機能によって運び去られることがない。ある合金の基材とその合金元素は、以下の通り非毒性の要件を満たす必要がある：インプラントの周囲での気泡の生成が最小限である；血液学的および血清生化学的に正常である；良好な骨伝導性と骨誘導性を有する；付着した新たな骨の成長が増強され、密度と強度が向上する；細胞適合性が良好である；非炎症性である；骨芽細胞の接着が良好である；インプラント周囲の合金元素の分布が均等である；そして、身体に必須栄養素を与えるが年間安全限界値を超過することはない。
【０００９】
このため、Ａｌを省くことによる強度の低下を補う一方で、靭性を向上させて腐食速度を最適化するが毒性に関する年間安全限界値は超過させないような、新たな合金化の構想が求められている。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
上記のような従来技術の欠点と限界に鑑みて、本願発明は、前記の要件を満たすようなマグネシウム合金で構築された、生体吸収性の固定器具と開創器を提供する。本願のマグネシウム合金と処理方法は、固定器具への適用または開創器への適用のために特に調整される。固定器への適用においては、特定のマグネシウム合金と処理方法は、特定の手術的修復における治癒時間／強度に関する要件を満たすよう特に微調整されてもよい。開創器への適用のためには、本願のマグネシウム合金と処理方法は、所望の強度をもたらすよう微調整されてもよく、これにより患者の体内に残された金属小片の迅速な吸収を可能にする。
【００１１】
本願発明の技術によって、コスト、苦痛、心理的ストレス、および二次的なインプラント除去手術に伴う生産的時間の損失を取り除くことができる。より迅速で丈夫な靱帯の骨への固定が実現し、とりわけ肩、頭蓋顔面、および前十字靱帯の傷害において用途があるはずである。足首、足指、および指の骨折は、永久インプラントを用いた場合ほど硬直させずに治療可能である。移植手術後の感染や炎症を治療する処置も不要になる。以上の点に加えて、開創器や他の手術用器具の断片に起因する諸問題も、たとえ排除できないまでも低減できるであろう。適用例は軽量な整形外科用器具にまで及んでもよい。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
従って、本願発明はその一態様において、固く強力であって、任意のＭｇ合金製固定器具に対して治癒の全過程に渡って耐久性をもたらすような、Ｍｇ合金を提供する。マグネシウム（Ｍｇ）は、構造用金属のうちで最も軽量なものであり、その密度は、Ａｌの６０％、チタン（Ｔｉ）の３８％、ステンレス鋼やコバルト（Ｃｏ）インプラントの２０％である。Ｍｇ合金の弾性係数と降伏強度は、他の金属製インプラントに用いられる合金よりは骨に近似しており、そのため、提唱されるマグネシウム合金を使用することで、境界面における応力の受け渡しを最大化できる。さらに、Ｍｇ合金の破壊靱性は、セラミック、ヒドロキシアパタイト、ポリマー、そしてセラミック製インプラントを上回る。また、Ｍｇは身体に優しい点に注目することも重要である。Ｍｇは、自然界で骨や組織中に見出され、ヒトの代謝にとって必須である。Ｍｇはまた、ヒトの体内で４番目に多い陽イオンであって、多くの酵素の補因子であり、ＤＮＡとＲＮＡの両方を安定化させる。生体吸収の過程において、溶解途中のインプラント合金からのＭｇは新たに付着した骨に吸収される。その結果、この新しい骨は以前の折れた骨よりも高密度で強力になる。
【００１３】
そこで、本願発明は、その一態様において、ヒトや動物の身体に吸収されるマイクロ合金化マグネシウム材料を提供し、このマイクロ合金化マグネシウム材料は、以下の成分： ０．８５〜１．４重量パーセントの亜鉛（Ｚｎ）、０．２〜０．５重量パーセントのカルシウム（Ｃａ）、０．２〜０．５重量パーセントのマンガン（Ｍｎ）、を含み、残部がマグネシウム（Ｍｇ）と不可避不純物である。
【００１４】
本願発明の他の態様において、Ｍｇと共にマイクロ合金化されたＺｎ、Ｃａ、およびＭｎの合計パーセントは、１．４〜２．４パーセントの範囲である。
【００１５】
本願発明の更なる一態様において、Ｍｇと共にマイクロ合金化されたＺｎ、Ｃａ、およびＭｎの合計パーセントは、１．５〜２．４パーセントの範囲である。
【００１６】
本願発明の追加の一態様において、Ｚｎの含量は０．９〜１．３重量パーセントの範囲である。
【００１７】
本願発明のさらに別の一態様において、Ｃａの含量は０．２〜０．４重量パーセントの範囲である。
【００１８】
本願発明のなお更なる一態様において、Ｍｎの含量は０．２〜０．３５重量パーセントの範囲である。
【００１９】
本願発明は追加の一態様において、約１０×０．５ナノメートルのナノメートル級秩序層（微小角柱の１〜３原子層）を含む。
【００２０】
本願発明は別の一態様において、ヒトまたは動物の体内に吸収される材料により形成される手術器具を提供し、ここで、手術器具は、亜鉛（Ｚｎ）、カルシウム（Ｃａ）、およびマンガン（Ｍｎ）でマイクロ合金化されてマイクロ合金化マグネシウム材料を生成するマグネシウム（Ｍｇ）で形成された本体を含み、マイクロ合金化マグネシウム材料は、主成分として：０．８５〜１．４重量パーセントの亜鉛（Ｚｎ）、０．２〜０．５重量パーセントのカルシウム（Ｃａ）、０．２〜０．５重量パーセントのマンガン（Ｍｎ）、を含み、残部がマグネシウム（Ｍｇ）である。
【００２１】
本願発明の更なる一態様において、本体は、ネジ、プレート、ステント、ステープル、ワイヤ、または移植器具のいずれか一つである。
【００２２】
本願発明の別の一態様において、本体は、クランプ、開創器、鉗子、または非移植用器具のいずれか一つの一部である。
【００２３】
本願発明の追加の一態様において、Ｍｇと共にマイクロ合金化されたＺｎ、Ｃａ、およびＭｎの合計パーセントは、１．４〜２．４パーセントの範囲である。
【００２４】
本願発明のなお更なる一態様において、Ｍｇと共にマイクロ合金化されたＺｎ、Ｃａ、およびＭｎの合計パーセントは、１．５〜２．４パーセントの範囲である。
【００２５】
本願発明のなお別の一態様において、Ｚｎ含量は０．９〜１．３重量パーセントの範囲である。
【００２６】
本願発明の追加の一態様において、Ｃａ含量は０．２〜０．４重量パーセントの範囲である。
【００２７】
本願発明の更なる一態様において、Ｍｎ含量は０．２〜０．３５重量パーセントの範囲である。
【００２８】
本願発明の別の一態様において、マイクロ合金化マグネシウム材料の降伏強度は１５０〜２２０ＭＰａの範囲である。
【００２９】
本願発明のいっそう別の一態様において、マイクロ合金化マグネシウム材料の伸長率は１５〜３５パーセントの範囲である。
【００３０】
本願発明のなお更なる一態様において、マイクロ合金化マグネシウム材料の硬度は６０〜８４Ｈｖである。
【００３１】
本願発明の追加の一態様において、マイクロ合金化マグネシウム材料の粒径は５μｍ未満である。
【００３２】
本願発明においては更に、マイクロ合金化マグネシウム材料のＨ２発生率は、３７℃の模擬体液中で２１日間当たり５０〜１５０ｍｌである。
【００３３】
本願発明は別の一態様において、ヒトまたは動物の体内に吸収される材料で少なくとも部分的に形成される手術器具の製造方法を提供し、ここで本方法は、以下の工程：主成分として、０．８５〜１．４重量パーセントの亜鉛（Ｚｎ）、０．２〜０．５重量パーセントのカルシウム（Ｃａ）、０．２〜０．５重量パーセントのマンガン（Ｍｎ）を含み、残部がマグネシウム（Ｍｇ）であるマグネシウム材料の溶融物を提供する工程であって、溶融物はマイクロ合金化マグネシウム材料を生成する、工程；マイクロ合金化マグネシウム材料から鋳造物を形成させる工程；鋳造物を熱加工処理により変形させる工程であって、それにより鋳造物の厚さが３０パーセントを超える量だけ減少して薄肉化展伸材が形成される、工程；薄肉化展伸材を焼なまして焼鈍展伸材を形成させる工程；焼鈍展伸材を焼入れおよび硬化の少なくとも一つで処理する工程；および、展伸材から手術器具の少なくとも一部を形成させる工程、を含む。
【００３４】
本願発明の更なる一態様において、変形させる工程は、鋳造物を圧延することを含む。
【００３５】
本願発明の追加の一態様において、変形させる工程は、鋳造物を押出し加工することを含む。
【００３６】
本願発明のいっそう別の一態様において、鋳造物を押出し加工することは、前記鋳造物の厚さを５０パーセントを超えて減少させることを含む。
【００３７】
本願発明のなお更なる一態様において、焼なましの工程は、３００℃から４００℃の範囲で焼なますことを含む。
【００３８】
本願発明の追加の一態様において、焼なましの工程は、最長４時間まで焼なますことを含む。
【００３９】
本願発明のなお別の一態様において、焼入れは水焼入れを含む。
【００４０】
本願発明のなお更なる一態様において、硬化は、Ｍｇと共にＺｎ、Ｃａ、およびＭｎで固溶体をマイクロ合金化することによって行われる。
【００４１】
本願発明の追加の一態様において、硬化は、約１０×０．５ナノメートルのナノメートル級秩序層（微小角柱の１〜３原子層）を形成させることによって行われる。
【００４２】
本願発明の別の一態様において、硬化は、１７５℃〜２２５℃の範囲における１０分間〜３時間の時効硬化を含む。
【００４３】
本願発明の更なる一態様において、形成させる工程は、鋳造物からネジ、プレート、ステント、ステープル、ワイヤ、および移植器具のうちの一つを形成させる。
【００４４】
本願発明の追加の一態様において、形成させる工程は、鋳造物からクランプ、開創器、鉗子、または非移植用器具の一つを形成させる。
【００４５】
本願発明のいっそう別の一態様において、マイクロ合金化マグネシウム材料中のＺｎ、Ｃａ、およびＭｎの合計パーセントは、１．４〜２．４パーセントの範囲である。
【００４６】
本願発明のなお更なる一態様において、マイクロ合金化マグネシウム材料中のＺｎ、Ｃａ、およびＭｎの合計パーセントは、１．５〜２．４パーセントの範囲である。
【００４７】
本願発明は別の一態様において、患者の骨または組織を固定する方法を提供し、ここで本方法は、以下の工程：固定器具を患者の体内に埋め込むことによって、固定器具を患者の骨または組織と共に固定させる工程であって、ここで固定器具は、亜鉛（Ｚｎ）、カルシウム（Ｃａ）、およびマンガン（Ｍｎ）でマイクロ合金化されてマイクロ合金化マグネシウム材料を生成したマグネシウム（Ｍｇ）で形成され、ここでマイクロ合金化マグネシウム材料は、主成分として０．８５〜１．４重量パーセントの亜鉛（Ｚｎ）、０．２〜０．５重量パーセントのカルシウム（Ｃａ）、０．２〜０．５重量パーセントのマンガン（Ｍｎ）を含み、残部がマグネシウム（Ｍｇ）である、工程；骨または組織が治癒するにつれて、徐々に固定器具を患者の体内に吸収させる工程；および、固定器具が完全に患者の体内に吸収されるまで、徐々に固定器具を患者の体内に吸収させることを続ける工程であって、それにより患者に対して手術による固定器具の除去を行わずにすむ、工程、を含む。
【００４８】
本願発明の更なる一態様において、徐々に固定器具を患者の体内に吸収させることは、骨または組織が固定器具によって固定されるための治癒時間に対応する。
【００４９】
本願発明の追加の一態様において、マイクロ合金化マグネシウム材料中のＺｎ、Ｃａ、およびＭｎの合計パーセントを１．５〜２．４パーセントの範囲で変動させることによって、徐々に固定器具が患者の体内に吸収させることを、骨または組織が固定器具によって固定されるための治癒時間に対応させる。
【００５０】
本願発明のなお別の一態様において、 固定器具 は、ネジ、プレート、シート、ワイヤ、またはステントのいずれか一つである。
【図面の簡単な説明】
【００５１】
【図１】図１は、模擬体液中での様々な合金の生成を示すグラフである。
【図２】図２は、図１に示した合金のうちの一つからのＨ２の発生に及ぼす圧延率の効果を示すグラフである。
【図３】図３は、合金内の粗い粒界を示す電子顕微鏡写真である。
【図４】図４は、図３に示した合金の電子線回折像である。
【図５】図５は、さまざまな合金からのＨ２の発生に及ぼす亜鉛含量の効果を示すグラフである。
【図６】図６は、市販の２種類の合金と比較した一つの合金の腐食速度のグラフである。
【図７】図７は、本願発明の原理に基づく合金から形成したインプラントの組織学的データを示す。
【図８】図８は、移植のあと様々な週数後におけるインプラントの腐食データを示すグラフである。
【図９】図９は、２４週後におけるインプラントの組織学およびＸ線ＣＴの画像である。
【図１０】図１０は、インプラントの体積減少を数週間にわたるインビボ暴露の関数として示すグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００５２】
Ｍｇは体内では腐食する傾向がある。この腐食は本願発明にとっては有利である。インプラントの形成にＭｇ合金を使用する場合、そのインプラントは一時的なものとなって、その除去のための二次的な手術が不要になる。それどころかＭｇ合金は腐食するためにインプラントは身体に吸収されることになる。さらにこの腐食を活用することで体内への薬物の電気化学的な送達機構を提供することができる。二次的な手術が削減される結果としてさらに感染や炎症も軽減するであろう。
【００５３】
本願発明に従い、ＡｌとＲＥの代替としての合金元素は、Ｍｇ基材を強化して強靭にする一方で、栄養素として有用であって適切な腐食速度を有するようなものが選ばれた。少量の三元合金化添加物（より多量の一種または二種の添加物ではなく）でマイクロ合金化するという構想を、以下のような目的のために追究した：ａ）強化のメカニズムを増強する、ｂ）各合金元素に対する身体の耐毒性を脅かさない、ｃ）延性と靭性を阻害する余分な相を避ける、そして、ｄ）過剰な合金化添加物により生じる腐食速度の超過を避ける。マイクロ合金化の指標の一つは、三種の添加物がいずれも低レベルでも強力な固溶体の硬化剤となるようなものを選ぶ、という点であった。表Ｉに示すように、亜鉛（Ｚｎ）、カルシウム（Ｃａ）、マンガン（Ｍｎ）がそれに当てはまるものであった。
表Ｉ．Ｍｇに添加された元素の固溶体硬化能力
0006532858.tif 000002
【００５４】
さらに、複数の元素でマイクロ合金化を行うによって、加工熱処理（ＴＭＰ）および／または熱処理でＭｇ−Ｚｎ−Ｃａ−Ｍｎ固溶体から約１０×０．５ナノメートル（ｎｍ）のナノメートル級ゾーン（微小角柱の１〜３原子層）を産生することができる。これらの秩序層は、六方最密Ｍｇ母材内に濃縮されたＺｎ、Ｃａ、およびＭｎを規則正しい原子配列で含有する。これらの元素は互いの原子サイズおよびＭｇ原子との電気陰性度の違いに起因する不整を低減させるために秩序層にレポートする。このため、合金のエネルギー状態は低下し、合金の安定状態は向上する。大きな原子（Ｃａ）を２種類の小さな原子（ＺｎおよびＭｎ）と組み合わせて添加することで結果の向上が得られることが見出された。２種類の小さな原子を混合することで、ゾーンへのアクセス時間を短縮してこれら原子種の供給を確実にできる。ゾーンを時間および温度について最適化した非熱的および／または恒温時効処理によって成長させることで、Ｚｎ、Ｃａ、およびＭｎ原子のＭｇ格子中の結晶部位への誘引がもたらされ、その場で各原子が規則正しく整列する。四種の元素の選択は、互いの原子サイズと電気陰性度が不揃いであることの結果としてそれらの相乗的な誘引力が最大となるように行われる（表ＩＩを参照のこと）。短時間での時効処理による強化を最適化するために、マイクロ合金化は、硬化を加速し、余分な金属間化合物Ｃａ２Ｍｇ６Ｚｎ３（Ｍｇ基材に対して陽極性）および／またはＭｇ２Ｃａ（基材に対して陰極性）もしくはＭｇ２Ｚｎを生成しかねない過剰な時効処理や過剰な合金化を最小限にする。もしも鋳造した合金中でＭｇ２Ｚｎ、Ｃａ２Ｍｇ６Ｚｎ３、および／またはＭｇ２Ｃａの粗い相が生じたら、後続の均質化、加工熱処理、および熱処理の工程によって、これらの相は断片化した配列中に分散される。こうして、これら粗大層の陰極性または陽極性の役割や水素発生の役割は低減される。その結果、インプラントがもはや支持部品として機能しなくなるほどその吸収が進むまでの間、骨の支持要素という役目を果たし続けるのに充分なだけの体内での有用な寿命が得られる。ただし、断片が生じて手術時の開口部に取り残される可能性があるような外的器具の場合は、その腐食を加速するために、このような粗大層を増やすように合金の組成と処理方法を最適化してもよい。
表ＩＩ．原子半径と電気陰性度
0006532858.tif 000003
【００５５】
秩序層へのＣａ、Ｚｎ、およびＭｎ原子の協調的な誘引は、大小の原子の間での電気陰性度の違いが大きくなると一層増強される。このためＣａは、Ｚｎとの間の電気陰性度の差が５９なので、Ｚｎに対して規則正しい配列を共有するため親和性がある。同様にＭｎに対しても、Ｃａ−Ｍｎ間の電気陰性度の差が５０なので親和性がある。本願発明によれば、マイクロ合金化の新規な構想は、２種類の小さな原子（ＺｎおよびＭｎ）をそれらの相乗的強化の効果のために利用するが、それと同時に、各原子の毒性限界への脅威を低減するためそれぞれの成分量を減らすことにも貢献する。また、このＺｎとＭｎの両方によるマイクロ合金化は、靭性と耐腐食性への障害になる粗いＭｇ２Ｚｎ粒子の存在を減少させる。さらに、Ｍｎを用いたマイクロ合金化は、微量のＦｅが腐食に及ぼす悪影響を打ち消す。
【００５６】
Ｍｇ基材とマイクロ合金化元素の選択は、それらのヒトにおける栄養機能にも基づいて行われる。まず、Ｍｇ、Ｚｎ、Ｃａ、そしてＭｎはいずれもヒトの身体にとって必須微量元素である。例えば、Ｍｇは、体内で少なくとも３００の酵素反応に関わっており、神経筋伝達、ＡＴＰが関与する各反応、蛋白質および核酸の合成、そして神経シグナル伝達に必要とされる。Ｍｇは腎臓で調節されており、余剰のＭｇは尿へ排出される。Ｃａは骨の成長を促進する。Ｚｎもまたヒトにとって極めて重要な元素だと考えられている。Ｚｎが欠乏すると、ほとんど全ての生理学的機能が撹乱してしまう。Ｍｎは、多酵素系（加水分解酵素、リン酸化酵素、転移酵素、脱炭酸酵素、およびミトコンドリア呼吸）の活性化において主要な役目を果たしている。推奨摂取量（ＲＤＩ）はそれぞれ、Ｍｇは３１０〜４２０ｍｇ／日、Ｃａは１０００〜１３００ｍｇ／日、Ｚｎは８〜１１ｍｇ／日である。
【００５７】
しかしながら、マイクロ合金化元素を採用するに当たっては、それらを毒性の許容範囲に収めることが最重要な因子である。Ｍｎは、１年で吸収される２５ｇのインプラント中では０．５％まで許容される。Ｚｎは８７ｇのインプラント中で１．４％まで、Ｃａはより大きなインプラント中で０．５％までである。マイクロ合金化の３元素はいずれも毒性限界を超過することなく相乗的強化をもたらすことができた。
【００５８】
本願発明の実施態様における第三の強化メカニズムは、粒子の微細化である。微細化の一部はマイクロ合金化によってもたらされる。しかし微細化は主に加工熱処理（具体的には押出し）によって行われる。
【００５９】
以上３つの基本的な強化の方法論についての論拠があるとはいえ、これらの方法論から合金元素の最適な組合せと範囲、および最適な処理方法を予想することは到底できない。これら３つのメカニズム同士の相互作用は、従来技術においても学術的にもモデル化や解明されたことはなかった。腐食と延性のための学術研究やモデルは欠乏している。二元Ｍｇ系の腐食の研究において、三つの合金元素は相反する結果を示しており、マイクロ合金化の結果を予測することの妨げになっている。この予測不能性のせいで、三種のマイクロ合金元素の特定の組み合わせおよび範囲、ならびに硬化相を作り出すための処理工程を見出して、強度、腐食速度、毒性に関してＭｇ／Ｃａ−Ｚｎ相を最適化するためには、実験を行うことが必要である。
【実施例】
【００６０】
実施例１．  前述の構想に従いインプラントに対して適用するようにして、非毒性の合金化添加物含む複数のＭｇ系合金（表ＩＩＩにおいて合金Ｎｏ．１〜６と示す）を調製して試験した。Ａｒガス中で抵抗炉溶融し鋼製型枠に流し込んだ合金を、２４時間４００℃で均一化してＭｇ／Ｃａ−Ｚｎ相の大型の鋳放し粒子を溶解させて、２５０℃にて５０％超の圧延率で熱間圧延して粒子構造を微細化させた。この実施例Ｉにおいては均熱・圧延後の引張り特性も表ＩＩＩに示した。降伏強度も延性も低くて不安定であったが、これは粒界金属間相のせいであると考えられる。
表ＩＩＩ．  均質化し圧延した合金Ｎｏ．１〜６の引張り特性
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【００６１】
実施例２．  実施例１で述べたように、対象とした合金の降伏強度と延性は低く不安定であった。この欠点は、合金Ｎｏ．６に対してある特別な熱処理を適用することによって解消されることが分かった。圧延後に４００℃での溶体焼なまし、続いて水焼入れを行うことで、粒界のＭｇ／Ｃａ−Ｚｎ相を溶解して、三種の元素を柔軟な状態の固溶体中に保持できることが見出された。それまでの２００℃での時効処理が、ナノ構造相の秩序化を促進して高い強度と伸長性を合金に与えた（表ＩＶを参照のこと）。
表ＩＶ．  特定の圧延後処理の合金Ｎｏ．６に及ぼす効果（Ｍｇ−１．２Ｚｎ−０．３６Ｃａ−０．２１Ｍｎ）
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【００６２】
実施例３．  実施例２の場合（４００℃にて４時間の焼なまし、続いて水焼入れ、その後に２００℃にて２時間の時効処理）において有益であった焼なましと時効処理の組合せを、実施例Ｉの合金Ｎｏ．１〜５に対しても拡大した。合金Ｎｏ．２〜５の強度と伸長性は、圧延状態のものに比べて全般的に優良となっただけでなく、最も幅広く使用されている市販のＭｇ合金であるＡＺ９１よりも優れていた。これらの合金の強度は、既知の市販の生体吸収性ポリマー製インプラントと比べても２倍であった。０．６Ｃａ含有の合金Ｎｏ．１は良好な強度と延性を回復できなかった。これらの結果を表Ｖに示す。
表Ｖ．  圧延後に焼なまし（４００℃で４時間）、水焼入れ、および時効処理（２００℃で２時間）を施した合金の引張特性
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【００６３】
実施例４．  焼なましと時効処理後の上記の合金を、インビボでの生体吸収速度の模擬実験として、３７℃にてリン酸緩衝生理食塩水溶液の模擬体液（ＳＢＦ）中でインビトロの試験を行った。これらの試験において、Ｈ２の発生はＭｇ合金の腐食の直接的な尺度であり、その結果を表ＶＩに示す。
【００６４】
図１に図示されるように、合成体液（ＳＢＦ）中のインビトロでの腐食速度とＨ２発生は大いに組成に依存していた。合金１は最も低い腐食速度を示した一方、合金４では最も高かった。表ＶＩ中においてこれらの結果はさらに、固定器具／インプラントが８週間の治癒時間のうちに骨を支持するために必要な目標時間と対応しており、そしてまた６週間以内に完全に吸収されるという目標時間とも対応していた。表に示されているように、Ｚｎの含量がそれぞれ１．０％および１．３％と低い合金Ｎｏ．１および３がこれらの目標を達成している。２％以上のＺｎによるマクロ合金化は腐食速度にとって障害となっていた。すなわち、適度な骨の成長と治癒を行わせるためには早過ぎた。
表ＶＩ．  Ｍｇ合金の予測された吸収速度
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【００６５】
実施例５．  合金に対して圧延を実施することの効果を調べるために、合金Ｎｏ．３の腐食をＳＢＦ中で圧延率の関数として試験した。図２、そして表ＶＩＩに示されるように、より低い圧延率（３７−５３％）では、高い圧延率（７７％）よりも低い腐食速度を示した。合金  Ｎｏ．３の５３％という圧延率は、腐食への有益な効果に加えて、強度と延性との最良の組合せをもたらした。
表ＶＩＩ．  合金Ｎｏ．３の引張特性と腐食への％暖圧延率の効果
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【００６６】
そこで、移植可能な器具と体外部品または装置とのいずれかに目標を適合させるべく、組成と処理方法の両方を操作することによって生体吸収率を設計できることを確かめた。
【００６７】
実施例６．  Ｍｇ−４．１Ｚｎ−０．３４Ｃａ−０．６２Ｍｎの高Ｚｎ合金中に粗いＭｇ／Ｃａ−Ｚｎ相が見出された（以下では合金Ｎｏ．７と呼ぶ）が、得られたこの粗い粒子は、図３の電子顕微鏡像では粒界において認められる。これらのＣａおよびＺｎ含量が高いことは、図４に示す電子線回折像によって確かめられた。これら粒界の粗大層は、Ｍｇ合金母材に対して陰極性ないし陽極性であって、Ｚｎを２％以上に増加させた場合に見られる一層速い腐食速度の原因であると考えられる。
【００６８】
そこでさらに、Ｍｇ系合金から形成された固定器具／インプラントにおける腐食速度が設計できることを確かめた。Ｍｇ系合金に特定の加工熱処理と時効処理を行うと、陰極性または陽極性の粗い金属間Ｍｇ／Ｃａ−Ｚｎ相の量と分布によって腐食速度を調節でき、そのことによって、当該合金で形成される任意の埋込み物品の所望の寿命（それが固定器具／インプラントであるか他の器具であるかに応じて）に腐食速度を適合させることができる。
【００６９】
実施例７．  強度と延性に及ぼすＭｎの効果を求めるため、Ｍｎ含量が異なる一揃いの三元マイクロ合金化した加熱物を調製し、圧延して、上記のように処理（４時間／４００℃、ＷＱ＋２時間／２００℃）した。加熱物中での合金基材の組成は、Ｍｇ−１Ｚｎ−０．４５Ｃａとする一方、Ｍｎは０．２〜０．６％の範囲で変動させた。表ＶＩＩＩに示すように、Ｍｎの量を増加させると、粒径が減少する一方で、強度、硬度、および延性は増大した。最適な強度と硬度は０．４％Ｍｎの場合に認められた。
表ＶＩＩＩ．  Ｍｇ−１Ｚｎ−０．４５Ｃａ合金に及ぼすＭｎ含量の効果、４時間／４００℃、ＷＱ＋２時間／２００℃
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【００７０】
実施例８．  Ｍｎ含量の効果をさらに確かめるため、第二の一揃いの合金を圧延して処理（４ｈｒ／４００℃、ＷＱ＋２ｈｒ／２００℃）したが、ここではＭｎ含量は０．１〜０．６％の範囲で変化させて、合金Ｎｏ．１２〜１６とした。表ＩＸに示されるように、再び、良好な強度と硬度はＭｎ含量が０．４％の場合に得られ、Ｍｎレベルが０．６％を超えると硬度は減少した。このため、Ｍｎの上限を０．５％に設定して毒性の脅威を最小限に抑えられる。というのも、Ｍｎは使用した合金元素のうちではＲＤＩレベルが最も低いからである。
表ＩＸ．  Ｍｇ−１Ｚｎ−０．４５Ｃａ合金に及ぼすＭｎ含量の効果、４時間／４００℃、ＷＱ＋２時間／２００℃
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【００７１】
実施例９．  さらに、Ｚｎによるマイクロ合金化の悪影響を確かめるため、既に図１に示しているが、追加の合金Ｎｏ．１９および２０をより高いＺｎ含量（表Ｘと図５を参照のこと）で調製し、インプラント用の合金である合金Ｎｏ．３と比較した。Ｚｎ含量が高いと強度および／または延性が低下し、腐食は加速することが示された点が注目されるが、これは粗いＭｇ／Ｃａ−Ｚｎ相が存在することに起因すると考えられる。そこでＺｎの上限は１．４％とした。
表Ｘ．  Ｚｎ含量がより高い合金の特性（４時間／４００℃、ＷＱ＋２時間／２００℃）
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【００７２】
実施例１０．  強度、延性、および硬度に及ぼすＣａ含量の効果を求めるため、一揃いの合金として合金Ｎｏ．２６、２７、および２８を調製して上記のように圧延し、続いて二通りの異なる処理に付した。０．６％Ｃａ含量の合金では、溶融物上に余剰のスラグが生成したが、０．２％と０．４％Ｃａでは余剰スラグは生じなかった。臨界試験として、圧延に対し交差する方向の機械的特性を表ＸＬに列挙する（通常、圧延に対し交差する方向の特性は、圧延と平行な方向の特性よりも低く、他の表中では後者の値を記載している）。焼なましのみの条件と、焼なまし＋時効処理をした条件との両方において、最適な硬度と時効応答は０．４％Ｃａの場合に認められた。最適な強度と伸長もまた０．４％Ｃａで認められた。従って、Ｃａの上限は０．５％とし、下限は０．２％とした。
表ＸＩ．  Ｃａ含量の特性に及ぼす効果、Ｍｇ−１．２Ｚｎ−０．４６Ｍｎ母材
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【００７３】
実施例１１．  圧延に代わる処理を試すため、組成がＭｇ−０．９１Ｚｎ−０．３２Ｃａ−０．３８Ｍｎである合金Ｎｏ．２１を鋳造し、３００℃にて圧延率２０／１、出口の速度６０インチ／分で押出した。押出しによって、粒径は５μｍ未満にまで大幅に低下したが、これは表ＸＩＩに見られるように、従来法による圧延の例である表Ｖのものに比べて強度と伸長の増大をもたらした。
表ＸＩＩ．  押出したＭｇ−０．９１Ｚｎ−０．３２Ｃａ−０．３８Ｍｎ合金の引張特性
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【００７４】
実施例１２．  マイクロ合金化の下限について調べるため、さらなる合金としてＭｇ−０．６７Ｚｎ−０．２２Ｃａ−０．３０Ｍｎ（Ｚｎ、Ｃａ、およびＭｎの合計含量で１．１９％のマイクロ合金化）からなる合金Ｎｏ．２２を合金Ｎｏ．２１と同様の方法で押出した。この押出しの時効応答を表ＸＩＩＩ中の合金Ｎｏ．２１のものと比較した。Ｍｇ−０．９１Ｚｎ−０．３２Ｃａ−０．３８Ｍｎ（１．６１％のマイクロ合金化）からなる合金Ｎｏ．２１が時効処理に応答性であったのに対し、マイクロ合金化が低い合金Ｎｏ．２２は時効硬化処理に応答しなかった。時効処理によって、１０〜３０分以内に合金Ｎｏ．２１の硬度が５Ｈｖだけ増大したが、これ以上時効処理を長くしても硬度の増大は見られなかったので、この時効処理の時間は充分なものであった。合金Ｎｏ．２２の硬度は当初の時効処理ではわずかしか増大しなかったから、Ｚｎ含量の下限として必要な値は、０．６７％よりは大きく、合金２１の値である０．９１％Ｚｎに近いので、０．８５％に設定した。
表ＸＩＩＩ．  押出した合金Ｎｏ．２１と２２の硬度に対する１７５℃での時効処理の効果
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【００７５】
実施例１３．  処理方法をさらに定義し、より大規模な製造の実現可能性を確かめるため、イスラエルにあるＤｅａｄ  Ｓｅａ  Ｍａｇｎｅｓｉｕｍ社の商業用製造施設で合金Ｎｏ．２３と２４を生産した。これらの合金はＳＦ６カバーガス下で溶融し、直径８インチの４５Ｋｇビレットとして鋼製型枠に流し込んだ。続いてビレットを３００℃にて１．７５×０．７５インチの丸棒材に押出した。両合金の組成を表ＸＩＶに列挙し、合金Ｎｏ．２３の引張特性と腐食の結果を表ＸＶに示す。
表ＸＩＶ．  合金Ｎｏ．２３と２４の組成
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表ＸＶ．  合金Ｎｏ．２３の引張特性とＳＢＦの結果
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【００７６】
合金Ｎｏ．２３の押出しによってもたらされた５μｍ未満の微細な粒径のおかげで、焼なまし後の冷却速度は硬度に対して顕著な効果を及ぼしており（表ＸＶＩ）、単純な焼なまし処理で高い強度を得る道筋が開けた。高速な冷却は高い硬度をもたらした。水焼入れを行った試料の粒子境界は粗粒子を含んでいないことが分かった一方、空冷、カオライト（Ｋａｏｌｉｔｅ）断熱、および炉中冷却を行った試料では粗い粒界析出物を含んでいた。さらに、最もゆっくり冷却（炉中冷却）した試料では、粒子内に過時効析出物が認められた。
表ＸＶＩ．  合金Ｎｏ．２３の硬度に及ぼす焼なまし（４時間／４００℃）後の冷却速度の効果、１０ｍｍ押出し
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【００７７】
実施例１４．  ＡｌおよびＲＥ非含有にてマイクロ合金化された組成Ｍｇ−１．２Ｚｎ−．３６Ｃａ−．２１Ｍｎの合金Ｎｏ．２５を、市販の２種類の合金ＺＫ６０（６Ｚｎ）およびＡＺ９１Ｄ（９Ａｌ−１Ｚｎ）と比較した。比較の結果を図６、そして表ＸＶＩＩに示す。推定されるプレートの吸収時間とネジの吸収時間は、それらインプラントの露出表面積に依存して相違し、比較に用いたプレートはネジより露出表面積が大きかった。
表ＸＶＩＩ．  合金Ｎｏ．２５、ＺＫ６０、およびＡＺ９１Ｄの推定吸収時間
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【００７８】
以上述べた合金化の構想を利用することによって、溶融物の清浄度、強度および延性、そしてインプラントの吸収速度を最適にするための、調査した三種の元素（Ｚｎ、Ｃａ、Ｍｎ）の構造的インプラント中での含量は、以下の範囲に収まることが見出された（値は重量％で示す）：１．４％を超えて２．６％未満の範囲のＺｎ＋Ｃａ＋Ｍｎでのマイクロ合金化；０．８５〜１．４％の範囲のＺｎ；０．２〜０．５％の範囲のＣａ；および０．２〜０．５％の範囲のＭｎ。
【００７９】
実施例１５．  インビボ動物試験：合金Ｎｏ．２５（Ｍｇ−１．２Ｚｎ−０．３６Ｃａ−０．２１Ｍｎ）について、ＵＳＤＡ動物福祉ガイドラインおよび実験動物の人道的管理と使用に関するＮＩＨ保証規範に準拠しＮＣＡＴ動物管理及び使用制度委員会により承認されたプロトコールに従って、動物実験を行った。６月齢以上で体重がほぼ４ｋｇ〜５ｋｇの範囲の１２匹のウサギ（ニュージーランドホワイトとニュージーランドレッドの交雑種）に対し、大腿骨顆部を穿孔してロッド試料を留置する手術を行った。具体的には、合金Ｎｏ．２５で構成されたＭｇ合金インプラントを右膝に埋め込み、滅菌したポリマーＰＬＧＡ製インプラントを左膝に埋め込んだ。ＰＬＧＡ製のインプラントは対照群として使用したが、これは、本動物試験の目標として、Ｍｇ合金インプラントの周囲の組織学的反応が市販のポリマーＰＬＧＡ製インプラントを上回るような弊害をもたらさないことを確立するためであったからである。
【００８０】
各動物をケタミン（塩酸ケタミン５０ｍｇ／ｋｇ）とロンプン（キシラジン、５ｍｇ／ｋｇ）との混合液の筋肉内投与で鎮静させた。動物に挿管して、必要に応じ０〜５％の濃度のイソフルランにて吸入麻酔した。動物が適切な麻酔レベルに達したら両膝に対して手術を実施した。
【００８１】
骨切除により膝関節への進入路を確保した後、外側大腿骨顆部の海綿質に軟骨を通して深さ８ｍｍの穴を穿孔した。次にインプラント（直径３ｍｍで高さ５ｍｍ）を膝の穿孔内にプレスフィット法にて挿入した。創傷は三層縫合により閉鎖した。埋め込みに先立ち、合金Ｎｏ．２５インプラントを外部滅菌施設への通常のガンマ配送に含めることで滅菌したが、そこでは２５−４０ｋＧｙの範囲での滅菌が行われた。ウサギにはブプレノルフィン（０．０１〜０．０５ｍｇ／ｋｇ）を１２時間毎に３〜４回筋肉内投与して疼痛を管理した。全ウサギに３予防的用量の抗生物質バイトリル（エンロフロキサシン２．５〜５ｍｇ／ｋｇ）も投与した。跛行、腫脹、縫合失敗、および全般的な健康状態に関して毎日ウサギを検査した。縫合糸は７〜１０日後に抜糸した。試料回収に先立ち、ウサギを鎮静させた後、２ｍｌ／４．５ｋｇ用量の２４０ｍｇ／ｍｌペントバルビタールの過量投与で麻酔した。気胸が生じたら、膝関節から内側の顆部をブロック状に摘出して、保存のため中性緩衝ホルマリン（ＮＢＦ）に浸漬した。動物は手術後２、４、１２、２４、３６週目（ｎ＝１２）に屠殺した。
【００８２】
本試験におけるウサギはいずれも順調に回復した。全ての手術切開部位は感染なしに治癒した。全てのウサギは歩行可能であって、あらゆる運動性を維持し、跛行なしに全体重負荷移動を行った。いずれのウサギも、例えば手術部位を過剰に舐めたり噛むといった異常行動は示さなかった。呼吸数と心拍数も正常なままであった。要するに、手術の結果としての痛みや不快感の徴候は見られなかった。手術によってウサギの歩行運動や姿勢が変化することもなかった。
【００８３】
顆部からの外植片を１０％メタノール溶液から取り出し、イソプロパノール／水の溶液中で順次脱水し、最後にポリマー中に包埋した。ミクロトームを使用して骨組織を薄切した。試料を染色して解析した。図７は、複数の時点でのウサギ外植片の組織染色のデータを示す。この染色においては、骨は濃い青色に染色され、結合組織と骨髄はピンクから赤色の色相で染色され、細胞は濃赤色ないし黒色に染色される。Ｍｇインプラント上で新しい骨が形成されていることが観察された。
【００８４】
Ｎａｎｏｔｏｍ−ｍ（ＧＥ  Ｓｅｎｓｉｎｇ＆Ｉｎｓｐｅｃｔｉｏｎ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ  ＧｍｂＨ）を使用して高分解能Ｘ線ＣＴ解析を実施した。３次元画像を構築して、インプラントの体積減少を測定し、腐食過程の形態学的な特性を調べた。２次元スライススタック解析を用いて、露出後のインプラントの体積を当初の寸法から求まる体積と比較した（図８を参照のこと）。
【００８５】
組織学データの生成後、染色組織切片の詳細を利用して、３次元描画した体積を配向させることによって、ＣＴデータの仮想的な切片を組織学とほとんど直接的に比較できるようにした。こうして、濃淡がよりはっきりするにつれてＣＴ画像からより多くの情報が得られるようになった。この手法の例を以下の図９に示す。海綿質骨は両方の画像において同様のパターンを示した。
【００８６】
図に示されているように、アンカー体積の解析に適用できるような正確さの知覚領域が複数認められる。図１０に掲載するグラフは、３次元ソフトウェアツールのパッケージを用いて、マグネシウム製ネジの定性的な体積を示している。このデータの傾向と腐食のモデル化１とを利用して、−０．９ｍｍ／年という溶解速度が得られた。この値は合金Ｎｏ．２５を埋め込みネジに用いる場合の目標速度に近い。
【００８７】
当業者であれば容易に認識するように、以上の記載は本願発明の原理の適用を例示することを意図したものである。この記載は本願発明の範囲や適用を限定したりするものではなく、以下の特許請求の範囲に規定される本願発明の趣旨から離れない限り、本願発明は修飾、変形、改変することが可能である。
【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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【図１０】
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