(57)【要約】【課題】機械的強度及び延性に優れる生体用チタン合金加工品、及びその製造方法を提供する。【解決手段】対向する二つのアンビル間にα＋β型チタン合金を挟み、１ＧＰａ以上３０ＧＰａ以下の圧力をかけながら、二つのアンビルの少なくとも一方を相対的に回転させることにより、α＋β型チタン合金に相当ひずみ１５以上４００以下のひずみを付与して結晶粒を小さくする工程、を含む、生体用チタン合金加工品の製造方法、並びに、α＋β型チタン合金を加工してなり、引張強さが１１００ＭＰａ以上で、破断伸びが１０％以上である、生体用チタン合金加工品。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
対向する二つのアンビル間にα＋β型チタン合金を挟み、１ＧＰａ以上３０ＧＰａ以下の圧力をかけながら、前記二つのアンビルの少なくとも一方を相対的に回転させることにより、前記α＋β型チタン合金に相当ひずみ１５以上４００以下のひずみを付与して結晶粒を小さくする工程、
を含む、生体用チタン合金加工品の製造方法。
【請求項２】
前記工程は、回転速度０．１ｒｐｍ以上２ｒｐｍ未満で、前記二つのアンビルの少なくとも一方を相対的に回転させる工程である、請求項１に記載の生体用チタン合金加工品の製造方法。
【請求項３】
前記α＋β型チタン合金が、Ｔｉ−６Ａｌ−７Ｎｂ、Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ、又はＴｉ−６Ａｌ−４Ｖ ＥＬＩである、請求項１又は請求項２に記載の生体用チタン合金加工品の製造方法。
【請求項４】
α＋β型チタン合金を加工してなり、引張強さが１１００ＭＰａ以上で、破断伸びが１０％以上である、生体用チタン合金加工品。
【請求項５】
請求項１〜請求項３のいずれか１項に記載の製造方法により製造された、α＋β型チタン合金からなる、生体用チタン合金加工品。
【請求項６】
生体用チタン合金加工品内の平均結晶粒径が８００ｎｍ以下である、請求項４又は請求項５に記載の生体用チタン合金加工品。
【請求項７】
前記α＋β型チタン合金が、Ｔｉ−６Ａｌ−７Ｎｂ、Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ、又はＴｉ−６Ａｌ−４Ｖ ＥＬＩである、請求項４〜請求項６のいずれか１項に記載の生体用チタン合金加工品。
【請求項８】
生体用チタン合金加工品が、歯科用インプラント体、歯科矯正用インプラントアンカー、脊椎固定器具、又は骨固定器具である、請求項４〜請求項７のいずれか１項に記載の生体用チタン合金加工品。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、生体用チタン合金加工品の製造方法、及び生体用チタン合金加工品に関する。
【背景技術】
【０００２】
チタン合金は、軽量で、磁化率が低く、耐食性及び組織適合性に優れることから、骨固定具、人工関節、歯科用インプラント体などの、体内留置型医療用品に利用されている。これら体内留置型医療用品は、骨量の不足症例にも適応できるように近年ますます小型化されているが、医療用品の小型化にともなってチタン合金の高強度化が必要になる。チタン合金の機械的強度を向上させる加工法の一つとして、高圧ねじり（High Pressure Torsion；ＨＰＴ）加工が知られている（例えば、非特許文献１〜４）。ＨＰＴ加工は、結晶粒を微細化することで、金属材料の機械的強度を向上させる加工法である。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【０００３】
【非特許文献１】Scripta Materialia, 2008, Vol.59, p615-618
【非特許文献２】Metallurgical and Materials Transactions A, 2010, Vol.41, p3308-3317
【非特許文献３】Materials Science & Engineering A, 2013, Vol.559, p861-867
【非特許文献４】Materials Research, 2012, Vol.15, p792-795
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
一般に合金は、加工によって機械的強度が向上すると、延性が低下する傾向がある。体内留置型医療用品の改良のために、チタン合金の延性を保ちつつ機械的強度を向上させる加工技術が求められている。
【０００５】
本発明は、上記状況のもとになされた。
本発明の課題は、機械的強度及び延性に優れる生体用チタン合金加工品、及びその製造方法を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
前記課題を解決するための具体的手段は以下の通りである。
【０００７】
［Ａ１］  対向する二つのアンビル間にα＋β型チタン合金を挟み、１ＧＰａ以上３０ＧＰａ以下の圧力をかけながら、前記二つのアンビルの少なくとも一方を相対的に回転させることにより、前記α＋β型チタン合金に相当ひずみ１５以上４００以下のひずみを付与して結晶粒を小さくする工程、を含む、生体用チタン合金加工品の製造方法。
［Ａ２］  前記工程は、回転速度０．１ｒｐｍ以上２ｒｐｍ未満で、前記二つのアンビルの少なくとも一方を相対的に回転させる工程である、［Ａ１］に記載の生体用チタン合金加工品の製造方法。
［Ａ３］  前記α＋β型チタン合金が、Ｔｉ−６Ａｌ−７Ｎｂ、Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ、又はＴｉ−６Ａｌ−４Ｖ ＥＬＩである、［Ａ１］又は［Ａ２］に記載の生体用チタン合金加工品の製造方法。
【０００８】
［Ｂ１］  α＋β型チタン合金を加工してなり、引張強さが１１００ＭＰａ以上で、破断伸びが１０％以上である、生体用チタン合金加工品。
［Ｂ２］  ［Ａ１］〜［Ａ３］のいずれか１項に記載の製造方法により製造された、α＋β型チタン合金からなる、生体用チタン合金加工品。
［Ｂ３］  生体用チタン合金加工品内の平均結晶粒径が８００ｎｍ以下である、［Ｂ１］又は［Ｂ２］に記載の生体用チタン合金加工品。
［Ｂ４］  前記α＋β型チタン合金が、Ｔｉ−６Ａｌ−７Ｎｂ、Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ、又はＴｉ−６Ａｌ−４Ｖ ＥＬＩである、［Ｂ１］〜［Ｂ３］のいずれか１項に記載の生体用チタン合金加工品。
［Ｂ５］  生体用チタン合金加工品が、歯科用インプラント体、歯科矯正用インプラントアンカー、脊椎固定器具、又は骨固定器具である、［Ｂ１］〜［Ｂ４］のいずれか１項に記載の生体用チタン合金加工品。
【発明の効果】
【０００９】
本発明によれば、機械的強度及び延性に優れる生体用チタン合金加工品、及びその製造方法が提供される。
【図面の簡単な説明】
【００１０】
【図１】本発明の製造方法を説明するための図である。
【図２】製造例の試料から試験片を切り出す切り出し方を示す図である。
【図３】製造例で用いたＨＰＴ加工前のＴｉ−６Ａｌ−７ＮｂのＸ線回折パターンとＳＥＭ像である。
【図４】Ｔｉ−６Ａｌ−７Ｎｂを加工した製造例のＴＥＭ像である。
【図５】Ｔｉ−６Ａｌ−７Ｎｂを加工した製造例のＴＥＭ像である。
【図６】結晶粒径の測定方法を示した図である。
【図７】Ｔｉ−６Ａｌ−７Ｎｂを加工した製造例、及びＴｉ−６Ａｌ−４Ｖを加工した製造例の引張強度と破断伸びを示すグラフである。
【図８】Ｔｉ−６Ａｌ−７Ｎｂを加工した製造例のビッカース硬さ（対 回転中心からの距離）を示すグラフである。
【図９】Ｔｉ−６Ａｌ−７Ｎｂを加工した製造例のビッカース硬さ（対 相当ひずみ）を示すグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００１１】
本明細書において「工程」との語は、独立した工程だけでなく、他の工程と明確に区別できない場合であってもその工程の所期の目的が達成されれば、本用語に含まれる。
本明細書において「〜」を用いて示された数値範囲は、「〜」の前後に記載される数値をそれぞれ最小値および最大値として含む範囲を示す。
【００１２】
以下に、本発明の実施の形態について説明する。これらの説明及び実施例は本発明を例示するものであり、本発明の範囲を制限するものではない。
【００１３】
＜生体用チタン合金加工品の製造方法＞
本発明の製造方法は、チタン合金の延性を保ちつつ機械的強度を高めた生体用チタン合金加工品を得る目的で、α＋β型チタン合金に、所定の条件の高圧ねじり（High Pressure Torsion；ＨＰＴ）加工を施す製造方法である。
【００１４】
本発明においては、生体用チタン合金加工品を製造する材料として、α＋β型チタン合金を用いる。α＋β型チタン合金は、軽量で、磁化率が低く、細胞毒性も低く、耐食性及び組織適合性に優れることから、体内留置型医療用品に好適である。α＋β型チタン合金は、具体的には、Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ、Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ ＥＬＩ、Ｔｉ−６Ａｌ−７Ｎｂ、Ｔｉ−３Ａｌ−２．５Ｖ、Ｔｉ−５Ａｌ−２．５Ｆｅである。
【００１５】
本発明の製造方法は、具体的には、対向する二つのアンビル間にα＋β型チタン合金を挟み、１ＧＰａ〜３０ＧＰａの圧力をかけながら、二つのアンビルの少なくとも一方を相対的に回転させることにより、α＋β型チタン合金に相当ひずみ１５〜４００のひずみを付与して結晶粒を小さくする工程を有する。
本発明の製造方法は、α＋β型チタン合金に上記条件のＨＰＴ加工を施すことにより、合金の延性を保ちつつ機械的強度を高めることができる。したがって、本発明の製造方法によれば、機械的強度及び延性に優れる生体用チタン合金加工品が得られる。
【００１６】
本発明の製造方法がα＋β型チタン合金の延性を保ちつつ機械的強度を高めることができる理由は、特定のメカニズムに拘束されるものではないが、加工時に合金にかかる１ＧＰａ〜３０ＧＰａの圧力と、合金に付与される相当ひずみ１５〜４００のひずみとにより、機械的強度と延性のバランスのとれた微細構造が形成されることによると考えられる。
【００１７】
ＨＰＴ加工により合金に付与される相当ひずみは、下記の式（１）により定義される。
【００１８】
【数１】
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ε：相当ひずみ、Ｎ：回転数、ｒ：回転中心からの距離（ｍｍ）、ｔ：合金の厚さ（ｍｍ）
【００１９】
ＨＰＴ加工により合金塊に付与される相当ひずみの量は、一つの合金塊において、回転中心からの距離、及びその位置における合金の厚さによって異なるところ、本発明では、一つの合金塊における最も大きい相当ひずみの量を１５〜４００の範囲とする。一つの合金塊に付与されるひずみのうち最も大きいひずみは、一つの合金塊全体の微細構造の変化を決定づけるので、本発明においては、加工品の機械的強度と延性のバランスの観点で、一つの合金塊における最も大きい相当ひずみの量を１５〜４００の範囲とする。
一つの合金塊において、最も大きい相当ひずみが発生する位置は、通常は、回転中心から最も遠い位置である。
【００２０】
本発明におけるＨＰＴ加工において、α＋β型チタン合金に付与される相当ひずみの量の下限は、合金に十分なひずみを付与し結晶粒を微細化して加工品の機械的強度を高める観点で、１５以上であり、２０以上が好ましい。
一方、α＋β型チタン合金に付与される相当ひずみの量の上限は、加工品の機械的強度と延性のバランスの観点で、４００以下であり、３５０以下がより好ましく、３００以下がより好ましく、２５０以下がより好ましく、２００以下がより好ましく、１５０以下が更に好ましい。
【００２１】
ＨＰＴ加工後の合金から目的とする加工品を削り出すことを予定する場合は、出来上がりの加工品に対応する位置における相当ひずみの量も考慮することが好ましい。当該位置における相当ひずみの量は、例えば、６〜２００が好ましく、８〜２００がより好ましく、８〜１８０がより好ましく、８〜１５０がより好ましく、８〜１００がより好ましく、８〜８０がより好ましく、８〜５０が更に好ましい。
【００２２】
本発明におけるＨＰＴ加工において、相当ひずみの量を１５〜４００とするには、ＨＰＴ加工を施す合金の大きさ及び形状（即ち、式（１）中のｒとｔ）に応じて、二つのアンビル間の相対的な回転数を設定すればよい。
ただし、上記回転数は、加工品の機械的強度と延性のバランスの観点で、１〜２０回転が好ましく、１〜１８回転がより好ましく、１〜１５回転がより好ましく、１〜１０回転がより好ましく、１〜８回転がより好ましく、１〜６回転がより好ましく、２〜６回転がより好ましく、３〜６回転が更に好ましい。
【００２３】
本発明におけるＨＰＴ加工において、対向する二つのアンビルによってα＋β型チタン合金にかけられる圧力の大きさの下限は、合金に十分なひずみを付与し結晶粒を微細化して加工品の機械的強度を高める観点で、１ＧＰａ以上であり、２ＧＰａ以上が好ましく、５ＧＰａ以上がより好ましい。
一方、対向する二つのアンビルによってα＋β型チタン合金にかけられる圧力の大きさの上限は、ＨＰＴ加工用装置の制約、製造効率などの観点で、３０ＧＰａ以下である。
【００２４】
本発明におけるＨＰＴ加工において、二つのアンビルの相対的な回転速度は特に制限されない。合金に十分なひずみを付与する観点および熱発生を抑制する観点ではゆっくりの方がよく、製造効率の観点では速い方がよい。これらのバランスにより、二つのアンビルの相対的な回転速度は０．１ｒｐｍ以上２ｒｐｍ未満が好ましく、０．１ｒｐｍ〜１．５ｒｐｍがより好ましく、０．１ｒｐｍ〜１ｒｐｍが更に好ましい。
【００２５】
本発明の製造方法の材料となるα＋β型チタン合金の形状及び大きさは、特に制限されるものではなく、目的とする加工品の形状及び大きさに従って設定してよい。
材料となるα＋β型チタン合金の形状は、例えば、ディスク状、リング状、ディスク又はリングの一部である。
材料となるα＋β型チタン合金の厚さは、ＨＰＴ加工への適性の観点と目的とする加工品の大きさの観点で、例えば０．８ｍｍ〜８ｍｍである。
材料となるα＋β型チタン合金の容積は、ＨＰＴ加工への適性の観点と目的とする加工品の大きさの観点で、例えば６０ｍｍ３〜６５０ｍｍ３であり、より具体的には例えば６２ｍｍ３〜６２８ｍｍ３である。
【００２６】
本発明の製造方法は、ＨＰＴ加工が施されたα＋β型チタン合金に、切削、研削、表面処理などを施し、最終的な製品である生体用チタン合金加工品を得ればよい。したがって、本発明の製造方法は、ＨＰＴ加工の工程の後に、切削、研削等の機械加工を行う工程；各種ブラスト処理等の表面処理を行う工程；などをさらに有してもよい。
【００２７】
本発明におけるＨＰＴ加工は、常温下で行う。
【００２８】
以下、図１を用いて、本発明におけるＨＰＴ加工を説明する。
図１は、ＨＰＴ加工に用いる装置、及び該装置による合金の加工の仕方を、概略的に示した図である。
ＨＰＴ加工用装置は、対向する二つのアンビル（図１中、Upper AnvilとLower Anvil）を備えている。二つのアンビルの成形面（二つのアンビルの対向面）にはそれぞれ、合金を狭持するための凹部が形成されており、該凹部において合金が狭持される。そして、二つのアンビルによって合金を挟持したＨＰＴ加工用装置は、合金に厚さ方向（図１では上下方向）の圧力をかけながら、予め定められた回転軸の回りに、二つのアンビルの少なくとも一方を相対的に回転させる。二つのアンビルは、一方のみが回転してもよく、両方が逆方向に回転してもよい。二つのアンビルの相対的な回転により、合金は、ねじりによるせん断変形を受けて、内部にひずみが付与され、結晶粒が微細化する。
ＨＰＴ加工用装置の大きさ、アンビルの成形面の大きさ、及びアンビルの成形面が有する凹部の大きさは、加工する合金に合わせて設計される。アンビルの成形面が有する凹部の形状は、加工する合金の形状に合わせて、例えば、ディスク状、リング状である。
【００２９】
以下、本発明の製造方法によって製造される生体用チタン合金加工品の物性等について説明する。
【００３０】
＜生体用チタン合金加工品＞
本発明の生体用チタン合金加工品は、α＋β型チタン合金を加工してなる加工品である。α＋β型チタン合金は、具体的には、Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ、Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ ＥＬＩ、Ｔｉ−６Ａｌ−７Ｎｂ、Ｔｉ−３Ａｌ−２．５Ｖ、Ｔｉ−５Ａｌ−２．５Ｆｅである。
【００３１】
本発明の生体用チタン合金加工品は、引張強さが１１００ＭＰａ以上であることが好ましく、１１２０ＭＰａ以上であることがより好ましく、１１５０ＭＰａ以上であることが更に好ましい。
【００３２】
本発明の生体用チタン合金加工品は、破断伸びが１０％以上であることが好ましく、１２％以上であることがより好ましく、１４％以上であることがより好ましく、１６％以上であることが更に好ましい。
【００３３】
本発明の生体用チタン合金加工品は、その内部の平均結晶粒径が８００ｎｍ以下であることが好ましく、５００ｎｍ以下であることがより好ましく、４００ｎｍ以下であることがより好ましく、３００ｎｍ以下であることがより好ましく、２００ｎｍ以下であることが更に好ましい。
【００３４】
本発明の生体用チタン合金加工品は、例えば、体内留置型の医療用品に適用される。本発明の生体用チタン合金加工品は、機械的強度及び延性に優れることから、体内留置型の医療用品の小型化を実現し得る。
【００３５】
本発明の生体用チタン合金加工品が適用される医療用品としては、具体的には、例えば、ナローインプラント、ショートインプラント等の歯科用インプラント体；歯科用インプラントのアバットメント；ミニスクリュー、ミニプレート等の歯科矯正用インプラントアンカー；スクリュー、ミニスクリュー、プレート、ミニプレート等の脊椎固定器具；スクリュー、ミニスクリュー、プレート、ミニプレート、ピン、釘等の骨固定器具；などが挙げられる。中でも、本発明の生体用チタン合金加工品は、骨に埋入される小型の医療用品に好適である。
【実施例】
【００３６】
以下に実施例を挙げて、本発明をさらに具体的に説明する。以下の実施例に示す材料、加工条件等は、本発明の趣旨を逸脱しない限り適宜変更することができる。したがって、本発明の範囲は以下に示す具体例により限定的に解釈されるべきものではない。
【００３７】
＜製造例１〜６＞
Ｔｉ−６Ａｌ−７Ｎｂ（ＡＳＴＭ Ｆ１２９５。市販品）を直径１０ｍｍ厚さ０．８ｍｍに切り出し、試料とした。この試料に対して、表１に示す加工条件でＨＰＴ加工を行った。
【００３８】
＜製造例７〜８＞
Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ（ＡＳＴＭ Ｆ１４７２。市販品）を直径１０ｍｍ厚さ０．８ｍｍに切り出し、試料とした。この試料に対して、表１に示す加工条件でＨＰＴ加工を行った。
【００３９】
＜評価＞
ＨＰＴ加工前の試料およびＨＰＴ加工後の試料から、図２に示すとおりの形状に試験片を切り出し、組織観察および機械的特性の試験を行った。
ＨＰＴ加工前のＴｉ−６Ａｌ−７ＮｂのＸ線回折パターンと走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）像を図３に示す。
【００４０】
［組織観察］
試験片を鏡面状態に研磨し、透過型電子顕微鏡（ＴＥＭ）（１００ｋＶ）で組織観察を行った。図４に、圧力２ＧＰａをかけて加工した試料の組織像（ＴＥＭ像）を示し、図５に、圧力６ＧＰａをかけて加工した試料の組織像（ＴＥＭ像）を示し、表１に、平均結晶粒径を示す。平均結晶粒径は、ＴＥＭの暗視野像を画像解析し、５０個以上の結晶粒子の平均を求めた。図６に、結晶粒径の測定方法を示す。
【００４１】
［引張強度、破断伸び］
引張試験機（佐川製作所製、極小引張試験片の横型引張試験機）を用いて、試験片に引張試験（室温下、初期ひずみ速度２×１０−３s−１）を行い、引張強度及び破断伸びを求めた。その結果を、図７及び表１に示す。
【００４２】
［ビッカース硬さ］
試験片を鏡面状態に研磨し、ビッカース硬度計（島津製作所製ＨＭＶ−１）を用いて、荷重３００ｇｆ、負荷時間１５ｓで測定を行った。測定位置は、中心から半径方向に０．５ｍｍ間隔に１０位置とった。各位置で１２点測定し、最大値と最小値を除いた１０点の平均値を求めた。回転中心からの距離に対するビッカース硬さを図８に示し、相当ひずみに対するビッカース硬さを図９に示す。表１に示すビッカース硬さは、１０位置のうちの最高値である。
【００４３】
【表１】
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【００４４】
表１から分かるとおり、本発明の製造方法で製造したＴｉ−６Ａｌ−７Ｎｂの加工品及びＴｉ−６Ａｌ−４Ｖの加工品は、引張強さ及び破断伸びに優れる。
【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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