力学的生体適合性の立場からの生体材料の変遷と展望
新

家

光

雄

性としてはヤング率が主体に論じられる傾向があるが，ここ

.

緒

言

では一般的力学的特性である疲労強度，強度―延性バラン
ス，靱性等の力学的特性の生体組織に対しての適正も広義の力学的生体適合性が特に重要となる生体材料は，大きな荷力学的生体適合性と考える(1)．

重を支持する機能が重要視される骨機能代替インプラント構
成材料(バイオマテリアル)が主となると言える．したがっ.

代表的インプラント用実用金属系バイオマテリアルて，これらのバイオマテリアルで構成されるインプラント
は，骨構造機能を発揮しなければならない．骨構造機能材料

代表的なインプラント用実用金属系バイオマテリアルであとしては，力学的信頼性が主たる要求因子の一つである．こる SUS 316L ステンレス鋼， Co Cr Mo 合金ならびにチタの観点からは，強度・延性バランスに優れる金属材料が有力

ンおよびチタン合金の中で，細胞毒性や動物実験から判断さで，事実インプラント構成材料のほとんどを金属材料が占めれる生体組織との化学的相互作用から判断される適合性，すている．バイオマテリアルでは，力学的信頼性とともに，生

なわち生物学的生体適合性に関しては，チタンおよびチタン

体への安全性が極めて重要な因子であり，バイオマテリアル

合金が最も優れていると言える(2)(4) ．このことを主要因と構成元素に毒性やアレルギー性などの生体為害性が無いことして，チタンおよびチタン合金がインプラント構成金属系バ

およびその溶出が無いこと，すなわち高耐食性が要求されイオマテリアルとして多く用いられるようになって来ている．以上のような観点から，これまでは，ステンレス鋼，る．また， SUS 316L ステンレス鋼および Co Cr Mo 合金

Co Cr Mo 合金ならびにチタン(純チタン)およびチタン合のヤング率は，それぞれ約 180 GPa および 210 GPa(5) であ金が代表的な骨構造機能インプラント用材料として実用されり，骨のそれが(約 10 30 GPa )(6) と比べるとかなり高い．

て来ている．初期のこれらの金属系バイオマテリアルは，力

一方，実用化が最も進んでいるチタンおよび Ti 6Al 4V

学的信頼性が重要視されたと思われ，いずれも高耐食性を示

ELI 合 金 の ヤ ン グ 率 は ， 約 105 110 GPa(6) で あ り ， SUS

す一般構造用からの転用であり，現在でも多用されている．

316L ステンレス鋼および CoCrMo 合金のそれらと比べる

その後，構成元素の生体為害性が議論されるようになり，生とかなり低く，それらと比較して骨のヤング率により近い．

体為害性元素を排除した材料設計がなされるようになった．

このことは，チタンおよびチタン合金をインプラントに用いさらには，ヤング率を中心とした力学的生体適合性が考慮さた方が，骨およびインプラント間の荷重伝達の不均一性(応れるようになって来ている．極めて最近では，インプラント力遮蔽)をより抑制し，かつ骨の応力に応じた改変(骨のリモ移植時の操作性をも考慮した力学的生体適合性材料設計が提デリング)に有利となる．すなわち，ヤング率から見たチタ

案されるようになっている．

ンおよびチタン合金の力学的生体適合性は，SUS 316L ステ

本稿では，特に力学的生体適合性の観点からのインプラン

ンレス鋼および Co Cr Mo 合金の場合に比べて，より優れ

ト構成材料，すなわち金属系バイオマテリアルの変遷と展望

ると言える．このことが，生体為害性の指摘のない構成元素につき記述する．なお，バイオマテリアルの力学的生体適合からなり，骨のヤング率により近いヤング率(低ヤング率)を

東北大学名誉教授，東北大学金属材料研究所客員教授，大阪大学特任教授，名城大学特任教授，名古屋大学未来材料・システム研究所客員教授(〒4688502 名古屋市天白区塩釜 1501)
Transition and Prospect of Biomaterials in Terms of Mechanical Biocompatibility; Mitsuo Niinomi(Emeritus Professor, Tohoku
University, Sendai. Visiting Professor at Institute for Materials Research, Tohoku University, and Specially Appointed Professor at Osaka
University and Meijo University, and Visiting Professor at Institute of Materials and Systems, Nagoya University)
Keywords: metallic biomaterials, mechanical biocompatibility, low Young's modulus, shape memory effect, super elasticity, Young's modulus
selfadjustability
2016年 6 月27日受理[doi:10.2320/materia.56.205]

ま て り あ 第56巻 第 3 号(2017)
Materia Japan有する生体用チタン合金の開発へと繋がる．

.

生体為害性を考慮した金属系バイオマテリアルの登場

上述した従来の金属系バイオマテリアルは，一般構造用材料からの転用であるため，毒性の指摘のある構成元素を含有している．このことから，毒性の指摘のない構成元素からなる金属系生体材料の設計がなされるようになった．先ずは，代表的な生体用チタン合金である Ti6Al4V ELI(Extra lowinterstitial )合金の構成元素である V の毒性が指摘され(7) ，

図1

V を生体為害性の指摘の無い Fe あるいは Nb で置き換えた( a ＋ b )型合金である Ti 5Al 25Fe 合金(8)(9) および Ti 6Al 
7Nb 合金(10) が開発された(5)．この時から生体用としての金各熱処理を施した Ti 6Al 7Nb 合金および Ti 
6Al 4V ELI 合 金 の S N 曲 線  AC お よ び WQはそれぞれ溶体化後に空冷および水冷処理を施したことを示す．

属材料の開発が開始されたと言えよう．その後， Al のアルツハイマー病との因果関係が報告され(11)，V および Al フリている．また，Ti6Al7Nb 合金においても疲労強度の改善

ー生体用チタン合金の開発へと進展し，やはり( a ＋ b )型合が試みられている(19) ．その場合， 1273 K にて 1 h の溶体

金 で あ る Ti 15Zr 系 お よ び Ti 15Sn 系 合 金 が 開 発 さ れ化・空冷後，813 K にて 4 h の時効処理を施した Ti6Al4V

た(12)．なお，Al の神経毒性の指摘はあるが，アルツハイマ

ELI 合金および 1243 K にて 1 h の溶体化後水冷あるいは空ー病との因果関係は否定されている．その後，上述した力学

冷後，833 K にて 4 h の時効を施した Ti6Al7Nb 合金の疲的生体適合性が考慮されるようになり，骨およびインプラン

労強度が比較されており，溶体化後に空冷を施した場合のトの変形(弾性変形)が等しくなることが骨吸収の抑制や骨のTi 6Al 7Nb 合金の疲労強度が Ti 6Al 4V ELI 合金の疲労良好なリモデリングに有効であるとの考えが取り入れられよ

強度に匹敵することが示されている(図(19))．

うになった．すなわち，通常，金属系バイオマテリアルの弾

なお，生体用( a ＋ b )型チタン合金の開発においては，力性率(ヤング率)は，骨のそれよりも顕著に高いことから，金学的生体適合性で最も重要視されているヤング率に関して着属系バイオマテリアルの低ヤング率化が叫ばれるようになっ目した研究開発はなされていない．

た．それとほぼ同時に，生体為害性では，アレルギーの観点からの合金設計が取り入れられるようになり，アレルギー感
作率の高い構成元素を排除するようになり，特にアレルギー感作率の高い Ni(13)の添加が避けられるようになった．すな.


生体用 b 型チタン合金における力学的生体適合性
低ヤング率合金の開発

わち， Ni フリー金属系生体材料の開発がなされるようにな

生体およびインプラントの両側から見た生体適合性としてった．ステンレス鋼では Ni を N で置き換えた高窒素 Ni フ骨(生体組織)およびインプラントとの力学的適合性(力学的リーオーステナイト系ステンレス鋼(14)が， CoCr Mo 合金

生体適合性)が挙げられる．すなわち，力学的生体適合性では Ni フリー Co Cr Mo 合金(15) の開発がなされた．チタは，骨およびインプラント間の力学的性質が類似であること

ン合金では， TiNi 形状記憶合金の Ni が問題となり Ni フリとされている．その主な因子は，破損や異常を生じないこと

ー形状記憶チタン合金の開発(16)(17)が展開されるようになっと均等な応力伝達であるとされている．力学的生体適合性にている．

関しては，特に後者が重要視されて来ている．上述したが，このことは，骨およびバイオマテリアルのヤング率が類似で

. 生体用(a＋b)型チタン合金における力学的生体適合性あることに通じる．そこで，金属系バイオマテリアルの材料
設計に低弾性率化が取り入れられるようになった．これも上述したが，この観点からは，チタン合金のヤング率が他の主上述した V および Al フリーの Ti15Zr 系合金である Ti

要金属系バイオマテリアルであるステンレス鋼(SUS 316L)

15Zr 4Nb 4Ta 0.2Pd 合金では，生体組織との親和性であや Co Cr Mo 合金の場合に比べて低い点で有利である．チる生物学的生体適合性とともに，力学的生体適合性として重タン合金は，耐食性，比強度および強度・延性バランスにお要な耐久性，すなわち疲労強度も重要視され評価されていいても他の金属系バイオマテリアルの場合と比較して優れてる(18)．その場合，Ti6Al4V 合金との比較において，両合

おり，かつ生体親和性に関しても優れていることから，バイ

金の疲労強度が評価され， Ti 15Zr 4Nb 4Ta 合金およびオマテリアルとしての注目度が高い．周知のように，チタンTi6Al4V 合金の焼鈍材の疲労強度がそれぞれ 730 MPa お

合金は，相構成により a，(a＋b)および b 型に大別される．

よび 685 MPa となり， Ti 15Zr 4Nb 4Ta 合金の疲労強度

a 相および b 相の結晶構造はそれぞれ稠密六方晶(hcp)およが Ti6Al 4V 合金の場合よりも優れていることが報告され

び体心立方晶(bcc)であり，原子の充填率は bcc 構造の方が




特

集

表1

これまでに開発された主な生体用低弾性率 b 型チタン合金．

b 型チタン合金

ASTM 規格ISO 規格JIS 規格Ti13Nb13Zr
Ti12Mo6Zr2Fe(TMZF)
Ti12Mo5Zr5Sn
Ti15MoTi16Nb10Hf(Tiadyne 1610)
Ti15Mo2.8Nb0.2Si
Ti15Mo5Zr3Al
Ti30TaTi45Nb
Ti35Zr10Nb
Ti35Nb7Zr5Ta(TNZT: TiOsteum)Ti29Nb13Ta4.6Zr(TNTZ)
Ti35Nb4SnTi11.5Mo6Zr4.5Sn
Ti50Ta
Ti8Fe8Ta
Ti8Fe8Ta4Zr
Ti35Nb2Ta3Zr
Ti22.5Nb0.7Zr2Ta
Ti23Nb0.7Ta2.0Zr1.2O(Gum Metal)Ti28Nb13Zr0.5Fe(TNZF)
Ti24Nb4Zr7.9Sn(Ti2448)
Ti7.5Mo
Ti12Mo3Nb
Ti12Mo5TaTi12Cr
Ti30Zr7Mo
Ti30Zr3Mo3Cr
Ti5Fe3Nb3Zr

ASTMF F 1713
ASTM F 1813

ASTM F 2066






ASTM Task Force 4.12.23

ASTM F 1713









ISO 583214













JIS T 74016




















































低いことから，b 型チタン合金のヤング率が a および(a＋b)
型チタン合金の場合に比べて低くなることが期待される．これらのことから，無毒性・非アレルギー元素を主とした構成の低弾性率 b 型チタン合金が生体用として開発されるようになり，数多くの同合金が提案されており，それらのいくつかは ASTM ， ISO や JIS に既に生体用チタン合金として規格化されている．
概して，低弾性率 b 型生体用チタン合金の構成元素は，
Nb ， Ta ， Mo， Zr 等の高コスト元素を多量に含有していることから，最近では低コスト化のために低コスト元素である
Fe， Mn や Cr を積極的に用いた合金が開発されるようになっている．これまでに開発された主な生体用低弾性率 b 型

図2

主な生体用 a, (a＋ b)および b 型チタン合金のヤ
ング率．

チタン合金を表(20)に示す．
また，代表的な a，(a＋b)および b 型生体用チタン合金のヤング率を図(21)(22)に示す．明らかに b 型生体用チタン合られる．この弾性率の値は，骨のそれ(1030 GPa)にほぼ等

金のヤング率は．a および(a＋b)型生体用チタン合金のそれしい．したがって，生体用低弾性率 b 型チタン合金単結晶

らに比べて低い．生体用低弾性率 b 型チタン合金のヤングによる人工骨の創製も期待できる．

率は，測定方法によりかなり異なるが，b 相単相となる溶体

インプラントのヤング率がより骨のそれに近いことが，骨化( ST )状態でほぼ 60 80 GPa であり， ST に冷間強加工を吸収の抑制および骨の良好なリモデリングに有効であること

施すことでさらに低下させることができ，最も低い場合でが家兎の脛骨に作製した骨折モデルに SUS 316L ステンレ

40 GPa 程度が報告されている(23)．以上は，多結晶の場合のス鋼， Ti 6Al 4V ELI 合金および生体用低弾性率 b 型 Ti 

弾性率についての検討結果であるが，単結晶の弾性率は結晶29Nb 13Ta 4.6Zr 合金( TNTZ )製髄内釘や骨折固定プレー

方位依存性を検討して見ると TNTZ の場合の例を図(24)にトを移植し，骨折の治癒状況および骨のリモデリング状況を示すように〈 100 〉方向で最も低い弾性率である 35 GPa が得評価することで実証されている(25)(26)．

ま て り あ 第56巻 第 3 号(2017)
Materia Japan例えば，上記 3 種類の金属系バイオマテリアル製骨折固なされている．しかし，上述したように， Ni のアレルギー

定プレートの移植実験の場合でも骨吸収が最も遅延したのが，性が懸念され， Ni フリーの生体用 b 型形状記憶合金が多数

TNTZ 製骨折固定プレートの場合であることが示されてお開発されるようになった．主な Ni フリー生体用 b 型形状記り(26)，TNTZ 製骨折固定プレートの場合にのみ，図(26)に憶合金を表(27)に示す．TiNb 系，TiMo 系，TiTa 系お示すように脛骨の外径拡大が認められ，応力に応じた骨のリ

よび Ti Cr 系合金に分類されよう．なお，これらは，やはモデリングが生じていることがわかっている．したがって，り低弾性率合金となっている．

生体用低弾性率 b 型チタン合金製インプラントでは，インプラントおよび骨間の応力伝達がより均一になり，良好な骨のリモデリングにも有効であることが動物実験の段階であるが示されている．
形状記憶および超弾性機能合金の開発







ヤング率自己調整機能性合金の開発

ここまでは，応力遮蔽を抑制するとされる低弾性率機能に焦点を当てたチタン合金の開発であり，患者側に望まれる点を主に取り入れた生体用チタン合金の開発である．最近では，整形外科医の要望も考慮した生体用チタン合金の開発が形状記憶合金としては， TiNi 合金の生体用としての実用進められている．例えば，脊柱側弯症の手術などでは，狭い化が進められており，特に超弾性特性を生かしたステント，体内空間で脊柱矯正器具のロッドを脊柱形状に合わせて変形

カテーテルのガイドワイヤーや歯科矯正ワイヤーへの適用がさせる作業が必要となる．その場合，ロッドの変形させた形状が保たれなければならないが，ロッドのヤング率が低いと変形前の形状へ戻ろうとする傾向が強くなる．すなわち，変形前の形状への戻り量(スプリングバック)が小さいほど望ましいことになる．スプリングバック量は，引張強さが同じであると仮定すると，ヤング率が高い材料のほうが，低い材料の場合に比べて，より小さいと考えることが出来る(28)．この相反する問題を解決するためには，ロッドの変形部のみが高ヤング率となれば良いと考えられる．すなわち，ロッド変形部のみが高ヤング率で，ロッド全体は低ヤング率とすることを可能とすれば良い．したがって，図(28)に模式的に示すようにロッド変形部で高ヤング率となる第 2 相の析出が誘起されれば良い．チタン合金で変形により誘起される可能性のある第 2 相は，a′マルテンサイト相，a″マルテンサイト

図3

TNTZ 単結晶の弾性率の結晶方位依存性．

相および v 相であり(29)(31)，これらの相の中で，ヤング率を上昇させるのは v 相である(29)(32) ． a ′マルテンサイト相，

a ″マルテンサイト相および v 相の析出は，母相である b 相の安定度と大きく関係するが，その安定度を制御するのに適した合金元素との組み合わせが重要である．このような点を念頭に置き，上述した変形により v 相が誘起される生体用

b 型チタン合金として TiCr 系合金の開発が進められるに至っている(28)(31)．

表2
合金系

主な Ni フリー形状記憶および超弾性機能チタン
合金．
形状記憶および超弾性機能合金

TiNb 系

図4



TNTZ 製骨折固定プレートを移植した骨折モデ
ル側および移植しない側の移植後48週での中間位および遠位の横断面の CMR 写真(a) 骨折モデル側の横断面，( b ) ( a )の骨折モデル側の骨中の□の部分，すなわち脛骨の外側および内側の分岐部の高倍率 CMR 写真および(c) 非移植側の脛骨．

TiNb, TiNbO, TiNbSn, TiNbAl, Ti22Nb
(0.52.0)O(at), TiNbZr, Ti24Nb
2Zr(at), Ti
NbZrTa, TiNbZrTaO, TiNbTaZrN, TiNb
Mo, Ti22Nb6Ta(at), TiNbAu, TiNbPt, Ti
NbTa, TiNbPb, Ti29Nb13Ta4.6Zr(TNTZ), Ti
24Nb4Zr8Sn(mass)TiMo 系 TiMoGa, TiMoGe, TiMoSn, TiMoAg, Ti
5Mo(25)Ag(mol), Ti5Mo(13)Sn(mol), Ti
ScMoTiTa 系 Ti50Ta(mass), Ti50Ta4Sn(mass), Ti50Ta
10Zr(mass)
TiCr 系 Ti7Cr(1.5, 3.0, 4.5)Al(mass)

特集そこで， Ti Cr 系合金で v 相が変形により最も有効に誘量を TNTZ および Ti 6Al 4V ELI 合金の場合と比較して起され，ヤング率の上昇が大きくなる最適組成を決定するこ図(32) に示す． Ti 12Cr 合金のスプリングバック量は，とが必要となる．図(32) は， Ti ( 10 14 ) Cr 合金の溶体化

TNTZ の場合に比べて，著しく低下し， Ti 6Al 4V ELI 合(ST)状態での透過型電子顕微鏡(TEM)による電子線回折図

金の場合に匹敵するようになる．

形を示す．同図では，非熱的 v 相( Athermal v phase )の存

また，酸素( O )は，熱的 v 相の析出を抑制するので， O在に起因すると考えられる円形状のストリークが認められを有効に利用して，TiCr 系合金の変形後のヤング率の上昇

る．このストリークは， Cr 量が増加するにつれ，弱くなる．すなわち， Cr 量が増加するにつれ， b 相が安定化し，非熱的 v 相の量が減少することがわかる．変形により誘起される v 相をなるべく多く出現させるためには，同相がなるべく少ない方が有利である． v 相に起因するストリークがほぼ観察されなくなる Cr 量は， 12 mass であることがわかる．次いで，これらの合金に変形を模擬して圧下率10 の冷間圧延を施した場合の TEM による電子線回折図

形を図(32)に示す．これらの電子線回折図形には， v 相の回折スポットあるいはストリークが観察され，変形によりv 相が誘起されていることがわかる．この v 相の回折スポットは， Cr 量が 13 mass となると不鮮明となりストリー
ク化している．各合金の溶体化(ST )状態および冷間圧延後

図7

加工後( CR  10 圧下率での圧延後)の Ti ( 10 14)Cr 合金の電子線回折パターン．

図8

TiCr 系合金の加工前後でのヤング率と Cr 含有量との関係．

図9

Ti12Cr 合金(Ti12Cr)，TNTZ および Ti6Al
4V ELI 合金(Ti64 ELI)のスプリングバック量と付加歪との関係．

のヤング率を Cr 量に対して示すと図(32) のようになる．
Cr 量が12 massで変形により最もヤング率が上昇することがわかる．すなわち，最もスプリングバックが小さいと考えられる合金組成は，Ti12Cr 合金であると判断される．
Ti12Cr 合金の変形の戻り量に相当するスプリングバック

図5

脊柱固定器具用ロッドの変形部のみを高弾性率とし，全体を低弾性率に保つための概念図．

図6

加工前( ST 溶体化後)の Ti ( 10 14 ) Cr 合金の電子線回折パターン．

ま て り あ 第56巻 第 3 号(2017)
Materia Japan量をさらに増大させることが可能である(33)．

.

お わ

り

に

金属系バイオマテリアルでは，チタン合金を中心に，バイオマテリアルおよび生体組織の両側から見た力学的生体適合性として両者のヤング率の類似性が材料設計に積極的に取り入れられるようになり，次いで患者側および外科医側から要求される低弾性率および高弾性率，すなわちインプラント全体が低弾性率で変形部のみが高弾性率となるにヤング率自己調整機能を考慮した材料設計へと進展して来ている．もちろん，広義な力学的生体適合性因子で一般に認識されている力
学的特性の生体組織への適正化を進めるとともに，今後は，さらに生体組織に類似して変化するような高度な力学的生体適合性の付与が求められる．

文献( 1 ) M. Niinomi: J. Mech. Behav. Biomed. Mater., 1(2008)1, 30
42.
( 2 ) 山室隆夫整形外科マニュアル，川室隆夫，大西啓靖編，金原出版，(1992), 8188.
( 3 ) 丹羽滋郎骨・関節・靱帯，3(2003), 229238.
( 4 ) S. G. Steinemann: In: Evaluation of Biomaterials, eds. G. D.
Winter, J. L. Leray and K de Groot, John Wiley & Sons Ltd.,(1980), 134.
( 5 ) M. Niinomi: Met. Mater. Trans. A, 32(2001), 477486.
( 6 ) 新家光雄高力学的生体機能性チタン合金の研究開発，生体材料，30(2012), 918.
( 7 ) R. Zwicker K. Buehler, H. Beck H and H. J. Schmid: Titanium'80, eds. H. Kimura and O. Izumi, Vol.2., TMSAIME, Warrendale, PA, (1980), 505514.
( 8 ) K.H. Browy and K.H. Kramer: Titanium Science and Technology, eds. G. L äutjering, U. Zwicker and W. Bunk, Deutsche
Gesellshaft fur Metallkunde E. V, Vol.2, (1985), 13811386.
( 9 ) ISO 5832: Implant for surgery―Metallic materials―Part 10:
Wrought titanium 5aluminum 2.5iron alloy, ISO, 1214 Vernier, Geneva, Switzerland.
(10) ASTM F1295: Standard specification for wrought titanium
6aluminum7niobium alloy for surgical implant applications(UNS R56700), ASTM International, West Conshohocken,
PA, 194282959, USA.
(11) J. Domingo: Biol. Trace Elem, 88(2002), 97112.
(12) 岡崎義光，伊藤喜昌，伊藤敦夫，立石哲也日本金属学会誌，
57(1993), 332337.
(13) C. Dunlap, S. Vincent and B. Barker: J. Am. Dent. Assoc., 118(1989), 449450.
(14) P. J. Uggowitzer, W. F. Bahre and M. O. Speidel: Proc. Adv.
Powder Metall., Part Mater., 3(1997), 181131821.
(15) A. Chiba, K. Kumagai, H. Takeda and N. Nomura: Mater. Sci.
Forum, 475479(2005), 23172322.
(16) 宮崎修一まてりあ，51(2012), 209215.
(17) 金熙榮，細田秀樹，宮崎修一軽金属，55(2005), 613617.
(18) Y. Okazaki and E. Gotoh: Mater. Sci. Eng. C, 31(2011), 325




333.
(19) T. Akahori, M. Niinomi, K. Fukunaga and I. Inagaki: Met.
Mat. Trans. A, 31(2000)8, 19491958.
(20) M. Niinomi, T. Hattori, T. Kasuga and H. Fukui: Titanium andits alloys, Encyclopedia of Biomaterials and Biomedical Engineering, Marcel Dekker, INC, (2006), 18.
(21) M. Nakai, M. Niinomi, K. Cho and K. Narita: Enhancing functionalities of metallic Materials by controlling phase stability
for use in orthopedic implants, Interface Oral Health Science
2014, Springer, eds. K. Sasaki, O. Suzuki and N. Takahashi,(2015), 79
91.
(22) M. Niinomi, M, Nakai and J. Hieda: Acta Biomaterialia, 8(2012), 38883903.
(23) H. Matsumoto, S. Watanabe and S. Hanada: Proc. MPMD,
ASM Int., (2006), 914.
(24) M. Tane, S. Akita, T. Nakano, K. Hagihara, Y. Umakoshi, M.
Niinomi and H. Nakajima: Acta Materialia, 56(2008), 2856
2863.
( 25 ) 服部友一，森川圭造，丹羽滋郎，佐藤啓二，新家光雄，鈴木昭弘日本臨床バイオメカニクス学会誌，23(2002), 299304.
(26) N. Sumitomo, K. Noritake, T. Hattori, K. Morikawa, S. Niwa,
K. Sato and M. Niinomi: J. Mater. Sci.: Mater. Med., 19(2008)
4, 15811586.
(27) M. Niinomi: Biomaterials for Spinal Surgery, eds. L. Ambrosio
and E. Tanner,, Woodhead Publishing Ltd., (2012), 462490.
(28) M. Nakai, M. Niinomi, X. F. Zhao, X. Zhao and K. Narita:
Mater. Lett., 65(2011), 688690.
(29) 村上陽太郎鉄と鋼，73(1987), 420426.
(30) T. Ozaki, H. Matsumoto, S. Watanabe and S. Hanada: Mater.
Trans., 45(2004), 27762779.
(31) M. Nakai, M. Niinomi, J. Hieda and T. Shibata: ISIJ Int., 52(2012)9, 16551660.
(32) X. F. Zhao, M. Niinomi, M. Nakai and J. Hieda: Acta
Biomater., 8(2012), 23922400.
(33) H. H. Liu, M. Niinomi, M. Nakai, J. Hieda and K. Cho: J.
Mech. Behav. Biomed., 30(2014), 205213.
★★★★★★★★★★★★★★★★★★★★★
1978 年 3 月

名古屋大学大学院工学研究科博士課程
後期満了(工学博士，博士(歯学))1979 年 4 月2005 年 9 月 豊橋技術科学大学教務職員，助手，教授
2005年10月2016年 3 月 東北大学金属材料研究所生体材料学研究部門教授
2008年 4 月2009年11月 東北大学総長特任補佐
2009年11月2013年 3 月 学際科学高等研究センター長
新家光雄
2009年11月2014年 3 月 東北大学金属材料研究所所長
2016年 4 月現在 東北大学名誉教授，東北大学金属材料研究所客員教授，大阪大学特任教授，名城大学特任教授，名古屋大学未来材料
システム研究所客員教授
その間，カーネギー・メロン大学客員助教授，デイトン大学客員教授，米国
国防総省ライトパターソン材料研究所外国人研究員，中国東北大学客員教授，天津大学名誉教授，寧波研究所客員教授，上海理工大学客員教授，中南大学客員教授，東北大学(中国)名誉教授．
専門分野生体材料学，構造機能材料◎チタン合金を主体とする金属系生体材料の設計・製造，生物学的および力
学的生体適合性評価，組織制御による高機能化等，貴金属歯科用合金の設計，製造・加工プロセス等，および航空機用チタン合金の組織制御と力学的機能性評価等に関する研究・開発に従事．

★★★★★★★★★★★★★★★★★★★★★★★★★★★★★★

特集