.

は じめに診断や治療といった医療行為に使用される材料や生物学研
究に使用される材料を総称して「生体材料(バイオマテリア
ル)」という．生体材料の研究開発が他の材料と大きく異なるのは，その評価に細胞や動物を使用した生物学的評価が必須である点，また使用用途によっては国の機関(独立行政法
人医薬品医療機器総合機構(PMDA))の承認認証が必要になる点である．そのため研究プロセスに占める生物学的評価の比重が大きいが，逆に言えば材料工学的視点による評価は最小限に止め，新規開発材料の生体組織適合性・生体機能性を，細胞評価や動物実験による評価で研究開発の成功をアピールできる分野とも言える．もちろん，このような材料は実図1

用化研究の段階で淘汰される．翻って，金属を生体材料とし各材料の生体材料としての特徴と生体材料研究対象としての期待度．

て研究する場合には，生物学的評価以前に，耐久性と安全性，つまり機械的性質と耐食性の確保が必須であり，上述のように生物学的評価のみで研究開発を進める例はほとんどな

は，リン酸カルシウム(CaP)の一形態であるハイドロキシ

い．これは，金属生体材料の研究者が誇ってよいことであろアパタイト( HA )であり， Ca P は骨形成や骨結合を促進すう．本稿では，医療応用を目的とした金属生体材料の研究開る代表的な無機材料として活発に研究されている．一方，人発とその将来について考える．

体の中には，生体必須元素として機能する金属元素が存在す るが金属材料はない．つまり，生体機能を示す金属材料を開.

発するためのモデルは人体内には存在しない．このことは，生体材料としての金属

生体材料としての金属の魅力を低減させている．さらに，水図に示すように，ヒトを含めた生物の基本構成要素は高俣病やイタイイタイ病などの重金属による環境汚染(公害病)分子であり，生体機能を司る酵素，糖鎖，脂質，核酸などもが金属の有害性を一般に知らしめ，生体材料としても金属材

高分子である．そのため，人体中に存在する高分子を模した料はできるだけ使用しない方がよいとの誤解を生むに至って分子を合成できれば，生体機能を持つ分子を作ることができいる．

る．また，ヒトの硬組織(骨，軟骨，歯質)の無機成分の基本

そのため，セラミックス，ガラス，合成高分子の進歩に伴2020年 3 月17日に予定していた日本金属学会第166回春期講演大会での口頭講演は中止したが，本概要掲載により，本会第166回春期講
演大会で発表したものとみなす．
東京医科歯科大学生体材料工学研究所教授(〒1010062 東京都千代田区神田駿河台 23
10)
Medicine and Metals; Takao Hanawa(Institute of Biomaterials and Bioengineering, Tokyo Medical and Dental University, Tokyo)
Keywords: biomaterial, dental material, surface treatment, new alloy, new manufacturing process
2019年11月25日受理[doi:10.2320/materia.59.252]


本多記念講演って，金属製医療デバイス(薬事法では『医療機器』と呼ぶ)

着，材料表面の変化，細胞接着などが起こり，材料周囲で生は，セラミックス製や高分子製に置き換わってきた．ところ

体組織の形成が行われる(図)．この一連のプロセスを阻害が，このような推移にも拘わらず，体内埋植デバイス(インせずに材料自身がその性能を発揮する性質を「生体適合性」

プラント)の約80，整形外科デバイスに限れば約95が金と定義している．また生体機能性は「生体機能を促進する性属製であり，金属材料は依然として医療で重要な地位を占め質」と定義できる．生体適合性の発現機構を解明しようとすている．ただし，歯科材料においては，金属光沢は歯科審美

る基礎的研究は一時期活発に行われたものの，生命現象の複における致命的欠陥であり，白色や透明なセラミックスや高雑さ故の困難・行き詰まりと臨床応用への即時的成果がアピ

分子の使用が優先される．

ールできる材料上の組織形成促進を目的とした表面処理技術

金属生体材料の詳細については，単行書(1)(4) を参考にし開発への移行で，下火になってしまった．そのため，現在でていただきたい．また，生体用 Ti 合金についても単行書(5)も，材料表面と生体組織との界面反応は脆弱な科学的基盤のと総説がある(6)(7)．

上で語られているに過ぎない．

.

金属生体材料の課題




耐食性

金属材料から溶出した金属イオンが生体分子あるいは細胞
金属生体材料の研究は，金属材料と生体組織との界面でのと結合し生体機能を阻害した場合には毒性を示す(図)．そ反応の解明，表面処理法の開発，新合金の開発，合金製造プのため，生体金属材料では高耐食性が必要であり，貴金属やロセスの開発に大別できる．医療用途で金属材料に求められ不働態合金が使用されている．また，摩擦摩耗によって発生るのは，Mg 合金のような生体内溶解性金属を別とすれば，する摩耗粉も毒性に影響する．一方，金属材料の腐食環境で 使用中に大きく変形しな材料の形態が変化しないことで，◯の疲労は人体中での破壊の原因とされている．したがって，

 使用中に破壊しないこと，◯ 長期間に渡って固体
いこと，◯

金属材料の耐食性と機械的性質は，その毒性と破壊に直結すのまま使用できることが要求される．つまり，高い破壊靱性

る重要な因子である．

値，疲労強度，耐食性などが求められる．一方，その製造プ

10～30年間体内に埋植されていた316L ステンレス鋼製胸

ロセス，すなわち溶解，鋳造，鍛造，加工，熱処理といった工程で金属に生体機能を付与することはできない．これは，生体材料としての金属の最大の弱点であり，金属に生体適合性や生体機能性を付与するためには，表面処理，表面改質が必要になる．以上の要求から，現在行われている金属生体材料の研究開発は，以下の項目に分類できる．
金属材料と生体組織との界面反応解明(安全性評価，耐1.

食性評価も含む)．
2.

新表面処理技術の開発(表面形態制御を含む)．

3.

新合金の開発．

4.

新製造プロセスの応用・開発．

.


金属材料―生体組織界面反応

生体適合性と生体機能性

図3

金属材料が生体組織と接すると，生体内イオン・分子の吸図2

ま て り あ 第59巻 第 5 号(2020)
Materia Japan

生体中において金属材料表面で起こる反応とその影響．

材料が人体に埋植されたときに起こる界面反応．



骨ワイヤーの表面では，腐食孔がワイヤーの線引き方向に配では Ca P に加えて亜硫酸塩または硫化物も生成する(25) ．

向して現れ，埋植期間とともに深く大きくなる(8)．また，患Ca P 形 成 は ， Co Cr Mo 合 金(20)(21) ， 316L ス テ ン レ ス

者から摘出された 316L ステンレス鋼製脊柱固定ロッドに鋼(22)でも起こるが，CP Ti や Ti 合金と比較するとその生成は，フックとの接触部で隙間腐食が観察される(9)．このよう速度と量は小さい．一方，Zr は HPO42－ (他の形態のリン酸に，ステンレス鋼製の部材では，腐食が起こりうる．

イオンも存在するが中性で最も存在確率が高いためこう表記

一方，CoCr 合金および Ti 合金の体内での腐食損傷に関する)と結合して安定化して Ca2＋ を取り込まず，CaP 形成はする報告は極めて少ない．それにも拘わらず，しばしばイン

起こらない(19)(26)．これは，Ti の表面酸化皮膜がある程度のプラント周囲の組織から Ti が検出される．材料を体内に埋反応性を持っているのに対して Zr のものは安定性が高いた

植すれば必ず炎症が起こるため，マクロファージが材料表面めである(26)．Nb と Ta は Ti と Zr の中間の性質を示す(27)．

に集積しその活動によって活性酸素が産生され，金属を腐食

この CaP 形成は，髄内釘や骨固定スクリュウ周囲の仮骨させる(10) ．細胞培養下で電気化学的測定を行えるユニット

形成および骨癒合の原因と考えられる． Ti 表面に骨形成をによる評価では， Ti では腐食電位の低下がみられるものの阻害する Zr を被覆することで CaP 形成を抑制でき(28)，ラ細胞の存在はほとんど影響しないが，ステンレス鋼では細胞ットの脛骨に埋植したときに骨形成を抑制する(29)．

が細胞外マトリックスとしての生体分子を放出し，細胞自体

.

が溶存酸素の拡散障壁となることで腐食が促進される(11)(13) ．タンパク質の存在は， Ti の再不働態化を促進する(14)．一方，インプラントの埋植や摘出といった手術操作だけでも，相当量の金属元素が微小粉，金属イオンの状態で放出される(15)．






表

面

処

理

表面処理の変遷と将来

医療応用を目的とした表面処理については多くの解説がある(7)(8)(30)(33) ．現在までに金属生体材料に対して行われて表面酸化皮膜とリン酸カルシウム形成いる表面処理法を図にまとめる．
一方，表面処理法を形成される表面の種類と機能によって上記の反応は金属材料表面で起こるため，金属材料の表面分類すると図のようになる．現在実用化されているのは，状 態 が そ の 反 応 を 支 配 す る こ と に な る ． そ の た め ， CP

表面に凹凸を付けるか多孔質化する形態制御表面がほとんど

Ti(16) ， Ti Ni 合 金(17) ， Ti Zr 合 金(18) ， Ti Nb Ta Zr 合であり，その進化形として微細加工，微細周期構造の生物機

金(19) ， Co Cr Mo 合金(20) ， Co Ni Cr 合金(21) ， SUS316L

能誘導形態表面が無機的に生体機能を発現できる手段としてステンレス鋼(22)の大気中での自然形成皮膜について詳細な期待されている．

解析が行われている．
硬組織適合性を支配する因子として体液との間で起こる物



骨形成・骨結合

理化学的な CaP 形成が挙げられる． Hanks 溶液に Ti およ

Ti に Ca2＋ を注入すると，CaO および CaTiO3 からなる表び Ti 合金を浸漬すると Ca P が析出し(23)(24) ，細胞培養下

面改質層が形成され(34) ．擬似体液中(35) ， MC3T3 E1 細胞

図4

医療応用を目指した金属材料の表面処理・改質技術(文献(33)を改変．黒地に白抜きの処理法は，これまでに筆者が実施したもの．
）




本多記念講演図6
図5

PEG 電着過程の模式図．

形成表面とその機能による表面処理法の分類．
をサイン波で Ti 表面に電着すると，網目状に強固に電着できる(50)．

培養中(36) の Ca P の析出は急激に加速され，細胞による骨両末端をアミンで修飾した PEG ( NH2PEG NH2)を電着様組織の形成が速くなる．また，ラット脛骨に埋植した場合すると U 字形に固定化される(図)(51)(52) ．電着には Ti 表には Ca2＋ 注入面は非注入面と比較して骨組織の形成が速く

面酸化物上の活性な OH 基が重要な役割を果たしており，新生骨は材料表面に密着する(37)．これらの結果は，Ca2＋ 注OH 基濃度の増加に伴って PEG 固定化層厚さも増加する(53)．

入によって生成した CaTiO3 の零電荷点，表面電荷の多さか

PEG を電着固定した Ti 上では，タンパク質の吸着が抑制さら説明できる(38)(39)．CaTiO

れ，抗血栓性の指標となる血小板粘着が抑制され(54) ，また3 をスパッタ蒸着しながら Ti イ

オンを注入する方法も考案されている(40)一方，CaTiO

3 の結

晶性が高くなると骨形成促進効果が大きい(41)．Ca(OH)2 溶

細菌付着およびバイオフィルム形成も抑制される(55)． PEGの電着は摩擦の制御と材料間の接着にも有効である(56)．

液への浸漬(42)とオートクレーブ(43)，擬似体液中での再不働電着は他の分子にも有効で，細胞膜と類似の構造を持つ態化(44)などが研究されている．また， Ti に CaP 形成処理

2メタクリロイルオキシエチルホスホリルコリン(MPC )ポを施すことで歯根膜由来細胞シートによってラット脛骨で歯リ マ ー を Ti 表 面 に 電 着 す る と 血 小 板 粘 着 が 抑 制 さ れ

根膜形成が可能である(45)．

る(57)(58)．

Zr をカソード分極することで極表面をアルカリ環境とし一方，Ti 表面の血小板粘着は He＋ 注入によって抑制されて，アルカリ溶液に浸漬するよりも効率的にアルカリ処理をる(59)．陽極酸化によっても血小板粘着抑制が可能である(60)．

行うことができる．これにより Zr 表面が OH 基で覆われ，OH 基がタンパク質吸着，細胞接着の反応サイトとなり，Zr表面の骨形成能が促進される(46)．
ポリエチレングリコール( PEG )は，タンパク質の吸着を

デュアルファンクション表面

マイクロアーク酸化(MAO)は，バルブ金属に対して多孔質酸化物を表面に形成するために有効な方法であり，歯科イ

抑制する性質を持ち，そのため固体表面に固定化できれば，ンプラントで実用化されている．Ti24Nb13Ta4.6Zr 合金

細胞接着抑制など多くの波及的効果が期待できる機能分子で表面に Ca2＋ と HPO42－ を含有する多孔質 TiO2 層を形成すある．末端にアミノ基とカルボキシル基を修飾した PEGることで骨形成能が向上する(61)． MAO は Zr に対しても有(NH2PEGCOOH)を Ti 表面に電着し，それを介して細胞効で多孔質 ZrO2 層を形成することで骨形成を促進できる(62)．

接着に関与する RGD(アルギニングリシンアスパラギン酸

MAO と化学処理の組み合わせも有効であり(63) ， Sr の添加の順の配列で細胞接着活性がある)ペプチドを pH12 のときは骨形成を促進し(64)ぬれ性も向上させる(65)．

に最も安定に固定化できる(47)．MC3T3E1 細胞による石灰

Ti に MAO 処理を行う際に電解液に Ag を加え， Ca2＋ や化量は未処理の Ti と比較して， RGD を固定化した Ti の方

HPO42－ に加えて，ある濃度以上に Ag を酸化層に含有させが多く，特に RGD/PEG/Ti 上の細胞の石灰化量が顕著に多ると抗菌性を示し，この濃度範囲と骨芽細胞様細胞が石灰化

い(48)．NH2PEGCOOH 直鎖状分子が溶液中で揺らいでいを示す濃度範囲が重なるため，抗菌性と骨形成促進を両立するために骨芽細胞が RGD を認識しやすくなったと考えられるデュアルファンクションを示すことになる(図)(66) ． Zn

る．この試料をウサギ脛骨中に埋植すると骨形成が促進されも抗菌元素として有効であり，その作用機構が明らかになっる(49)．

ている(67)．また，Ti 合金の成分元素の抗菌の程度が明らか

軟組織接着性・抗菌性・抗血栓性

軟組織接着向上を目的として型コラーゲンを正負の電位

ま て り あ 第59巻 第 5 号(2020)
Materia Japanになっている(68)．今後は，歯科インプラントの周囲炎防止のために，軟組織接着と抗菌性の同時発現が必要になるであ
ろう．




図7

骨形成能と抗菌性の同時発現(デュアルファンクション)の概念．
図8

ZrNb 合金における Nb 濃度，機械的性質，質量磁化率，構成相の関係．(塑性加工学会誌「ぷらすと）す」3 巻 1 号 5 頁より転載．

金属高分子複合化

高分子と金属を複合化すれば，高分子の機能性と金属の強度とを併せ持つ材料の開発が可能である．シランカップリン

Nb ， Mo ， Ta は Zr の固溶強化元素であり安全性が高い．

グ 剤 g MPS を 介 し て ， Ti と セ グ メ ン ト 化 ポ リ ウ レ タ ン

Zr Nb 合金(87)(89) は低磁化率であるが，図に示すように(SPU)を複合化でき(69)，接着力に及ぼす UV 照射(70)，表面

磁化率の極小値では v 相が形成され機械的性質が劣る．そ

水酸基(71) の影響が明らかになっている．また， Ti 29Nb のため，磁化率と機械的性質とのバランスを考慮する必要が13Ta4.6Zr 合金と SPU との接合も可能である(72)(74)．


耐食性・耐摩耗性・潤滑性ある． Pd や Pt の添加には Zr Nb 合金の耐食性改善に有効である．ZrMo 合金では，0.51 massMo の範囲で低磁化率と機械的性質のバランスが良好である(90)(92)．また，ZrNi Ti 形状記憶・超弾性合金をグリセロール，乳酸，硫

1Mo 合金の大量溶解，熱間鍛造，冷間スウェージングに成酸，エタノールの混合液中で電位を負荷すると， Ni を含ま功しており(93)(94)，84減面率での冷間スウェージング後のない酸化チタン皮膜を形成でき，耐食性，安全性が確保され引張強さは1001 MPa，破断伸びは10であり，質量磁化率

る(17) ． ま た ， N＋ 注 入 に よ る Co Cr 合 金 の 耐 摩 耗 性 向は 13.85× 10－9 ～ 4.87 × 10－9 m3 kg－1 とバランスがよい．冷上(75)(77)，Ti 表面への DLC の成膜による潤滑性を向上が可

間スウェージングによって，a 相と b 相の縞状組織は大きく能である(78)．

うねるように変形する(図)(94)．Zr1Mo 合金では，積層造

幹細胞接着・分化促進

形によってさらに優れた機械的性質を得ることができる(95)．一方，Zr
Ag 合金ではさらに磁化率が低くできる(96)．

材料の表面形態は，組織の接着に重要な因子である．材料

Zr 14Nb 合金は高温酸化によって表面を白色化でき，歯表面にフェムト秒レーザーで微細周期構造を形成すると，科インプラントのアバットメントへの応用が可能であTi 表面の骨形成促進(79) ， Ni Ti 合金の抗血栓性(80) ， Ti 表る(97) ．また，歯科鋳造によっても十分な機械的性質を示

面の細胞伸張(81)(82)に加えて，幹細胞の接着と分化を促進でし(98)，陶材との接合強度も大きい(99)ため，歯科修復・補綴

きる(83)(84)．この技術は，幹細胞を被覆する次世代インプラ

材料としての応用が可能である．

ントの開発に必要となる．

.


新合金・新製造プロセス

MRI アーチファクト低減ジルコニウム合金



窒素吸収によるニッケルフリーステンレス鋼製造

Ni は金属アレルギーの原因物質となりやすく，Ni を含有しない生体用ステンレス鋼の開発が必要である．オーステナ
イト系 Ni フリーステンレス鋼を製造するためには，Ni の代

通常使われる金属の磁化率は周囲の生体組織よりも大きい

わりに C，Mn，N，Co，Cu などのオーステナイト形成元素

ため，磁気共鳴造影( MRI )の強磁場下で金属材料が磁化を含有させる必要がある(100) ． Ni フリーステンレス鋼は耐し，器官や組織の像は金属材料の周囲で乱れたり欠損したり食性がよい(101)(102) ものの，加工性はきわめて悪く製造コスする．これをアーチファクトと呼ぶが， MRI アーチファク

トが高い．そこで， N を含有する前のフェライトの状態でトの体積は形状に依存する(85)上に，磁化率に比例する(86)．

加工し，その後1473 K で N を吸収させオーステナイト化す

そのため， MRI アーチファクトを防止するために，周囲生る製造プロセスを開発した(103)(106)．この合金の焼鈍後の引体組織の磁化率に近い低磁化率の金属材料の開発が求められ張強さは 931 MPa ，破断伸びは 49 以下である．また細胞る．Zr は Ti 合金，Co 合金，Fe 合金よりも磁化率が小さく，適合性に優れる(107)．



本多記念講演図9

Zr1Mo 合金の大量溶解と加工による高強度化(94)．

高圧ねじり加工・高圧スライド加工

顎骨の骨量が足りない患者に適用するために直径の小さい
ナローインプラントが製造されている．直径を小さくするた
めには強度を増加させる必要があるが，通常の加工では強度を増加させると破断伸びが低下する．伸びを維持したまま強度を上げるために， Ti 6Al 7Nb 合金に対して高圧ねじり( HPT )加工を施すと，引張強さは 1200 MPa に上昇するが伸びは19とほぼ元の値を維持できる(108)(図)．実際の歯科インプラントに応用するためには棒材の加工が必要である
ため，高圧すべり(HPS)加工を試み HPT 加工と同様の効果が得られている(109)．



図 10

積層造形

HPT 加工による Ti 6Al7Nb 合金の強度と伸びの変化(108)．

積層造形の医療用途として，個人に適応した大きさと形状のテーラーメード医療デバイス作製，表面微細構造の作製などに期待が広がっている． Co Cr 合金の積層造形体の組織位は低下している．これは材料科学の分野と同じ状況であと耐食性との関係(110)，CoCr 合金の部分床義歯のクラスプ

る．今後，真の生体材料学を創出できるかどうかが，国際的を積層造形で作製する際の積層方向の異方性との関係(111)，

優位性確保と次世代の医療デバイス開発のイノベーション創

疲労強度(112) ，熱処理の効果(113)(115) が明らかになってい出の鍵と思われる．生体材料のような実学では，開発された

る．また，オーステナイト系ステンレス鋼の結晶組織，機械技術からそのメカニズムを解明する過程で新たな科学が発生的性質と耐食性の関係(116)が研究されている．

する可能性がある．我が国では科学の基盤の上に技術が演繹的に生まれるという誤解があるが，生体材料では個々の技術

.

金属生体材料研究の未来

から統一的理論・一般的原理を見い出す帰納的アプローチも可能である．

生体材料における材料設計，製造プロセス，生物学的評価
では，各分野の科学や技術を利用しており，「生体材料学」という学術分野が存在するわけではない．かつて日本は生体材料研究において，米国，欧州と 3 極を形成し，新材料の開発，新概念の提案などで国際的にも評価が高かったが，過去 20 年の間に中国，韓国の台頭によって，日本の相対的地

ま て り あ 第59巻 第 5 号(2020)
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Yoneyama and T. Hanawa: J. Biomed. Mater. Res., 92A(2010), 350
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Doi, N. Nomura, J. Tagami and T. Hanawa: J. Biomed.
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T. Hanawa: Appl. Surf. Sci., 355(2015), 784791.
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T. Hanawa: J. Biomed. Mater. Res. Appl. Biomater., 104(2016), 554560.
( 58 ) J. H. Seo, Y. Tsutsumi, A. Kobari, M. Shimojo, T. Hanawa
and N. Yui: Soft Mater., 11(2015), 936942.
( 59 ) S. Nakajima, T. Tusukamoto, Y. Suzuki, M. Iwaki, T.
Hanawa and A. Yamamoto: Trans. Mater. Res. Soc. Jpn., 28(2003), 499.
( 60 ) A. Nagai, Y. Suzuki, Y. Tsutsumi, K. Nozaki, N. Wada, K.
Katayama, T. Hanawa and K. Yamashita: J. Biomed. Mater.
Res. Appl. Biomater. B, 102(2014), 659666.
( 61 ) Y. Tsutsumi, M. Niinomi, M. Nakai, H. Tsutsumi, H. Doi, N.
Nomura and T. Hanawa: Appl. Surf. Sci., 262(2012), 3438.
( 62 ) M. Nyan, Y. Tsutsumi, K. Oya, H. Doi, N. Nomura, S.
Kasugai and T. Hanawa: Dent. Mater. J., 30(2011), 754761.
( 63 ) J. Y. Ha, Y. Tsutsumi, H. Doi, N. Nomura, K. H. Kim and T.
Hanawa: Surf. Coat. Technol., 205(2011), 49484955.
( 64 ) C. Ma, A. Nagai, Y. Yamazaki, T. Toyama, Y. Tsutsumi, T.
Hanawa, W. Wang and K. Yamashita: Acta Biomater., 8(2012), 860
865.
( 65 ) M. Sato, P. Chen, Y. Tsutsumi, T. Hanawa and S. Kasugai:
Dent. Mater, J., 35(2016), 627634.
( 66 ) M. Shimabukuro, Y. Tsutsumi, R. Yamada, M. Ashida, P.
Chen, H. Doi, K. Nozaki, A. Nagai and T. Hanawa: ACS
Biomater. Sci. Eng., 5(2019), 56235630.

本多記念講演( 67 ) M. Shimabukuro, Y. Tsutsumi, K. Nozaki, P. Chen, R.
Yamada, M. Ashida, H. Doi, A. Nagai and T. Hanawa: Coatings, 9(2019), 705.
( 68 ) M. Shimabukuro, H. Ito, Y. Tsutsumi, K. Nozaki, P. Chen, R.
Yamada, M. Ashida, A. Nagai and T. Hanawa: Metals, 9(2019), 1145.
( 69 ) H. Sakamoto, H. Doi, E. Kobayashi, T. Yoneyama, Y. Suzuki
and T. Hanawa: J. Biomed. Mater. Res., 82A(2007), 5261.
( 70 ) H. Sakamoto, Y. Hirohashi, H. Saito, H. Doi, Y. Tsutsumi, Y.
Suzuki, K. Noda and T. Hanawa: Dent. Mater. J., 27(2008),
8192.
( 71 ) H. Sakamoto, Y. Hirohashi, H. Doi, Y. Tsutsumi, Y. Suzuki,
K. Noda and T. Hanawa: Dent. Mater. J., 27(2008), 124132.
( 72 ) J. Hieda, M. Niinomi, M. Nakai, H. Kamura, H. Tsutsumi and
T. Hanawa: Surf. Coat. Technol., 206(2012), 31373141.
( 73 ) J. Hieda, M. Niinomi, M. Nakai, H. Kamura, H. Tsutsumi and
T. Hanawa: J. Biomed. Mater. Res. Appl. Biomater. B, 101(2013), 776783.
( 74 ) J. Hieda, M. Niinomi, M. Nakai, K. Cho, T. Mohri and T.
Hanawa: Mater. Sci. Eng. C, 36(2014), 244251.
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Imai and T. Hanawa: Mater. Trans., 46(2005), 15881592.
( 76 ) T. Hanawa, K. Nakazawa, K. Kano, S. Hiromoto, Y. Suzuki
and A. Chiba: Mater. Trans., 46(2005), 15931596.
( 77 ) S. Hiromoto, K. Kano, S. Suzuki, K. Asami, A. Chiba and T.
Hanawa: Mater. Trans., 46(2005), 16271632.
( 78 ) S. Liza, J. Hieda, H. Akasaka, N. Ohtake, Y. Tsutsumi, A.
Nagai and T. Hanawa: Sci. Technol. Adv. Mater., 18(2017),
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( 79 ) T. Shinonaga, M. Tsukamoto, A. Nagai, K. Yamashiata, T.
Hanawa, N. Matsushita, G. Xie and N. Abe: Appl. Surf. Sci.,
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( 80 ) K. Nozaki, T. Shinonaga, N. Ebe, N. Horiuchi, M. Nakamura,
Y. Tsutsumi, T. Hanawa, M. Tsukamoto, K. Yamashita and
A. Nagai: Mater. Sci. Eng. C, 57(2015), 16.
( 81 ) T. Shinonaga, M. Tsukamoto, T. Kawa, P. Chen, A. Nagai
and T. Hanawa: Appl. Phys. B, 119(2015), 493496.
( 82 ) M. Tsukamoto, T. Kawa, T. Shinonaga, P. Chen, A. Nagai
and T. Hanawa: Appl. Phys. A, 122(2016), 120.
( 83 ) P. Chen, T. Aso, R. Sasaki, Y. Tsutsumi, M. Ashida, H. Doi
and T. Hanawa: J. Biomed. Nanotechnol., 13(2017), 324
336.
( 84 ) P. Chen, T. Aso, R. Sasaki, M. Ashida, Y. Tsutsumi, H. Doi
and T. Hanawa: J. Biomed. Mater. Res. A, 106(2018), 2736
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( 85 ) I. Kawabata, H. Imai, Z. Kanno, A. Tetsumura, Y. Tsutsumi,
H. Doi, M. Ashida, T. Kurabayashi, T. Hanawa, T.
Yamamoto and T. Ono: Dent. Mater. J., 38(2019), 638645.
( 86 ) H. Imai, Y. Tanaka, N. Nomura, Y. Tsutsumi, H. Doi, Z.
Kanno, K. Ohno, T. Ono and T. Hanawa: Acta Biomater., 9(2013), 8433
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( 87 ) N. Nomura, Y. Tanaka, Suyalatu, R. Kondo, H. Doi, Y.
Tsutsumi and T. Hanawa: Mater. Trans., 50(2009), 2466
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( 88 ) R. Kondo, R. Shimizu, N. Nomura, H. Doi, Suyalatu, Y.
Tsutsumi, K. Mitsuishi, M. Shimojo, K. Noda and T. Hanawa:
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( 89 ) R. Kondo, N. Nomura, H. Doi, H. Matsumoto, Y. Tsutsumi
and T. Hanawa: Mater. Trans., 57(2016), 20602064.
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Y. Tsutsumi and T. Hanawa: Acta Biomater., 6(2010), 1033
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ま て り あ 第59巻 第 5 号(2020)
Materia Japan( 95 ) X. Sun, W. Zhou, K. Kikuchi, N. Nomura, A. Kawasaki, H.
Doi, Y. Tsutsumi and T. Hanawa: Metals, 7(2017), 501.
( 96 ) H. Imai, Y. Tanaka, N. Nomura, H. Doi, Y. Tsutsumi, T. Ono
and T. Hanawa: J. Mech. Behavior Med. Mater., 66(2017),
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( 97 ) M. Yu, P. Chen, Y. Tsutsumi, H. Doi, M. Ashida, S. Kasugai
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( 98 ) Y. Kajima, H. Doi, A. Takaichi, T. Hanawa and N.
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Hanawa and N. Wakabayashi: J. Mech. Behavior Biomed.
Mater., 53(2016), 131141.
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(102) D. Kuroda, T. Hanawa, S. Hiromoto, Y. Katada and K.
Asami: Mater. Trans., 43(2002), 30933099.
(103) D. Kuroda, T. Hanawa, T. Hibaru, S. Kuroda, M. Kobayashi
and T. Kobayashi: Mater. Trans., 44(2003), 414420.
(104) D. Kuroda, T. Hanawa, T. Hibaru, S. Kuroda, M. Kobayashi
and T. Kobayashi: Mater. Trans., 44(2003), 13631369.
(105) D. Kuroda, T. Hanawa, T. Hibaru, S. Kuroda and M.
Kobayashi: Mater. Trans., 44(2003), 15771582.
(106) D. Kuroda, T. Hanawa, T. Hibaru, S. Kuroda and M.
Kobayashi: Mater. Trans., 45(2004), 112118.
(107) A. Yamamoto, Y. Kohyama, D. Kuroda and T. Hanawa:
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(109) K. Watanabe, M. Ashida, T. Masuda, P. Kral, Y. Takizawa,
M. Yumoto, Y. Otagiri, V. Sklenicka, T. Hanawa and Z.
Horita: Mater. Trans., 60(2019), 17851791.
(110) D. X. Wei, Y. Koizumi, A. Chiba, K. Ueki, K. Ueda, T.
Narushima, Y. Tsutsumi and T. Hanawa: Additive Manufact.,24(2018), 103114.
(111) Y. Kajima, T. Nakamoto, M. Ashida, H. Doi, N. Nomura, H.
Takahash, T. Hanawa and N. Wakabayashi: J. Mech. Behavior Biomed. Mater., 59(2016), 446458.
(112) Y. Kajima, A. Takaichi, T. Nakamoto, T. Kimura, N.
Kittikundecha, Y. Tsutsumi, N. Nomura, A. Kawasaki, H.
Takahashi, T. Hanawa and N. Wakabayashi: J. Mech. Behavior Biomed. Mater., 78(2018), 19.
(113) Y. Kajima, A. Takaichi, N. Kittikundecha, T. Nakamoto, T.
Kimura, N. Nomura, A. Kawasaki, T. Hanawa, H. Takahashi
and N. Wakabayashi: Mater. Sci. Eng. A, 726(2018), 2131.
(114) E. Seki, Y. Kajima, A. Takaichi, N. Kittikundecha, H. H. W.
Cho, H. L. Htat, H. Doi, T. Hanawa and N. Wakabayashi:
Mater. Lett., 245(2019), 5356.
(115) N. Kittikundecha, Y. Kajima, A. Takaichi, H. H. W. Cho, H.
L. Htat, H. Doi, H. Takahashi, T. Hanawa and N.
Wakabayashi: J. Mech. Behavior Biomed. Mater., 98(2019),
7989.
(116) S. H. Sun, T. Ishimoto, K. Hagihara, Y. Tsutsumi, T. Hanawa
and T. Nakano: Scripta Mater., 159(2019), 8993.

★★★★★★★★★★★★★★★★★★★★★

塙隆夫

1981年 北海道大学工学部金属工学科卒業
歯学博士，博士(工学)1993年 徳島大学歯学部助教授
1998年 科学技術庁金属材料技術研究所室長，部長を経て，物質・材料研究機構生体材料研究セン
ター副センター長
2004年 7 月―現職(この間生体材料工学研究所所長，
副理事，東京大学大学院工学系研究科教授(併任)など)
専門分野生体材料学，歯科材料学，表面工学◎医療用金属材料および表面処理法の研究開発，材料―生体組織界面反応の解明に従事．

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