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(19)【発行国】日本国特許庁(JP)
(12)【公報種別】特許公報(B2)
(11)【特許番号】6902796
(24)【登録日】2021年6月24日
(45)【発行日】2021年7月14日
(54)【発明の名称】医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体及びその製造方法
(51)【国際特許分類】
B22F 3/14 20060101AFI20210701BHJP
C22C 24/00 20060101ALI20210701BHJP
C22C 45/00 20060101ALI20210701BHJP
C22C 1/00 20060101ALI20210701BHJP
B22F 9/08 20060101ALI20210701BHJP
B22F 9/02 20060101ALI20210701BHJP
B22F 1/00 20060101ALI20210701BHJP
B22F 3/24 20060101ALI20210701BHJP
C22C 1/04 20060101ALI20210701BHJP
A61L 31/02 20060101ALI20210701BHJP
A61L 31/14 20060101ALI20210701BHJP
A61L 27/04 20060101ALI20210701BHJP
A61L 27/58 20060101ALI20210701BHJP
【ＦＩ】
B22F3/14 D
C22C24/00
C22C45/00
C22C1/00 A
B22F9/08 A
B22F9/02 B
B22F1/00 R
B22F3/24 G
C22C1/04 C
B22F3/14 101B
B22F1/00 E
A61L31/02
A61L31/14 500
A61L27/04
A61L27/58
【請求項の数】14
【全頁数】24
(21)【出願番号】特願2018-509486(P2018-509486)
(86)(22)【出願日】2017年3月30日
(86)【国際出願番号】JP2017013469
(87)【国際公開番号】WO2017170964
(87)【国際公開日】20171005
【審査請求日】2020年2月5日
(31)【優先権主張番号】特願2016-71145(P2016-71145)
(32)【優先日】2016年3月31日
(33)【優先権主張国】JP
(73)【特許権者】
【識別番号】504157024
【氏名又は名称】国立大学法人東北大学
(74)【代理人】
【識別番号】110000626
【氏名又は名称】特許業務法人 英知国際特許事務所
(72)【発明者】
【氏名】金高 弘恭
(72)【発明者】
【氏名】謝 国強
(72)【発明者】
【氏名】高田 朝
【審査官】
池ノ谷 秀行
(56)【参考文献】
【文献】
特開２０１５−０９６４７４（ＪＰ，Ａ）
【文献】
中国特許出願公開第１０２７６６８２９（ＣＮ，Ａ）
【文献】
特開２０１０−２５５０５３（ＪＰ，Ａ）
【文献】
PARK,E.S. et al.，Ca-Mg-Zn bulk metallic glasses with strong glass-forming ability synthesized under air atmosphere，Journal of Metastable and Nanocrystalline Materials，２００５年，vols.24-25，p.687-690，doi:10.4028/www.scientific.net/JMNM.24-25.687
【文献】
WANG,Y.B. et al.，Biodegradable CaMgZn bulk metallic glass for potential skeletal application，Acta Biomaterialia，Elsevier，２０１１年，vol.7，p.3196-3208，doi:10.1016/j.actbio.2011.04.027
【文献】
CAO,J.D. et al.，Ca-Mg-Zn bulk metallic glasses as bioresorbable metals，Acta Biomaterialia，ELSEVIER，２０１２年，vol.8，p.2375-2383，doi:10.1016/j.actbio.2012.03.009
(58)【調査した分野】（Int.Cl.，ＤＢ名）
Ｂ２２Ｆ １／００−８／００
Ｃ２２Ｃ １／００−１／１０
Ｃ２２Ｃ ２４／００
Ｃ２２Ｃ ４５／００
(57)【特許請求の範囲】
【請求項1】
医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体であって、
前記成形体は、カルシウムを主成分とするカルシウム系金属ガラス合金からなり、
前記カルシウム系金属ガラス合金は、カルシウム、マグネシウム及び亜鉛の３元系であり、
前記カルシウム系金属ガラス合金中の前記カルシウムの組成は４０ａｔ．％以上７０ａｔ．％以下であり、前記マグネシウムの組成は３０ａｔ．％以下であり、前記亜鉛の組成は３５ａｔ．％以下であり、
前記成形体は、前記成形体の表面の全ての部分から１５ｍｍ以上の厚みを有する、
医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体。
前記成形体は、カルシウムを主成分とするカルシウム系金属ガラス合金からなり、
前記カルシウム系金属ガラス合金は、カルシウム、マグネシウム及び亜鉛の３元系であり、
前記カルシウム系金属ガラス合金中の前記カルシウムの組成は４０ａｔ．％以上７０ａｔ．％以下であり、前記マグネシウムの組成は３０ａｔ．％以下であり、前記亜鉛の組成は３５ａｔ．％以下であり、
前記成形体は、前記成形体の表面の全ての部分から１５ｍｍ以上の厚みを有する、
医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体。
【請求項2】
前記成形体は、Ｆｅ結晶粒子を５〜３０体積％さらに含む、請求項１に記載の医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体。
【請求項3】
圧縮強度が３００ＭＰａ以上であることを特徴とする、請求項１に記載の医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体。
【請求項4】
ビッカース硬さが１２０ＨＶ以上であることを特徴とする、請求項１に記載の医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体。
【請求項5】
疑似体液浸漬試験において、３日間の浸漬での分解率が９０質量％以上であることを特徴とする、請求項１に記載の医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体。
【請求項6】
疑似体液浸漬試験において、５時間の浸漬での分解率が３０質量％以下であることを特徴とする、請求項１に記載の医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体。
【請求項7】
請求項１〜６のいずれか１項に記載の医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体から構成される、医療用カルシウム系金属ガラス合金生体材料。
【請求項8】
金属粉末を混合する工程と、
前記混合した金属粉末を合金化する工程と、
前記合金化した混合金属粉末を焼結する工程と
を含み、
前記金属粉末を合金化する工程において、合金後の金属粉末は金属ガラスの性質を有する、請求項１に記載の医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体の製造方法。
前記混合した金属粉末を合金化する工程と、
前記合金化した混合金属粉末を焼結する工程と
を含み、
前記金属粉末を合金化する工程において、合金後の金属粉末は金属ガラスの性質を有する、請求項１に記載の医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体の製造方法。
【請求項9】
前記焼結する工程が、放電プラズマ焼結法であり、
前記放電プラズマ焼結法が、加圧力１０〜８００ＭＰａ、焼結温度到達後の保持時間０〜２０分、焼結温度８５〜１４５℃の条件である、請求項８に記載の医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体の製造方法。
前記放電プラズマ焼結法が、加圧力１０〜８００ＭＰａ、焼結温度到達後の保持時間０〜２０分、焼結温度８５〜１４５℃の条件である、請求項８に記載の医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体の製造方法。
【請求項10】
前記合金化する工程が、ガスアトマイズ法である、請求項８に記載の医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体の製造方法。
【請求項11】
前記合金化する工程が、メカニカルアロイング法である、請求項８に記載の医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体の製造方法。
【請求項12】
前記合金化する工程が、
前記混合した金属粉末から鋳造法によりインゴットを得る工程と、
前記インゴットをメカニカルアロイング法により合金化する工程と、
を含む、請求項８に記載の医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体の製造方法。
前記混合した金属粉末から鋳造法によりインゴットを得る工程と、
前記インゴットをメカニカルアロイング法により合金化する工程と、
を含む、請求項８に記載の医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体の製造方法。
【請求項13】
前記合金化する工程と前記合金化した混合金属粉末を焼結する工程の間に、鉄結晶粒子を分散させる工程をさらに含む、請求項８に記載の医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体の製造方法。
【請求項14】
請求項１に記載の医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体を機械加工する工程を含む、医療用カルシウム系金属ガラス合金生体材料の製造方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【0001】
本発明は、生体吸収性を有するカルシウム系金属ガラス合金成形体及びその製造方法に関する。【背景技術】
【0002】
高齢化社会を迎え、医療現場では生体にやさしく安全な医療用生体材料の開発が求められている。なかでも、血管や食道などの管腔内狭窄部の治療に用いる管腔内ステントや骨折固定プレート、縫合糸などの医療用生体材料は、治療後に生体に吸収される性質を有することが求められている。生体に吸収されない場合には、治療後に該材料を撤去する再手術が必要となり、侵襲リスクや二次感染リスクの問題が生じるためである。【0003】
生体吸収性を有する医療材料の原料としては、従来よりさまざまな物質が検討されている。たとえば非特許文献１には、金属材料のうち生体吸収性を有するマグネシウムについて、医療用材料としての検討がなされたことが記載されている。
しかし、マグネシウムは活性が高く、生体内での分解速度が速すぎるという問題がある。このため、マグネシウムそのものを原料としプレートとして使用した場合、皮下に大量のガスが発生し空腔を形成してしまうことが知られている。
【0004】
また、鉄については、純鉄製のステントが作製され、ウサギ血管内への埋入実験結果が報告されている（非特許文献１、２参照）。しかし、鉄は生体内での分解速度が遅すぎるという問題がある。このため、医療用材料として生体内に埋入された鉄は、治療後も体内に異物として残っている期間が長く、該材料が腐食し周辺で炎症が起きることも指摘されている。【0005】
さらに、ポリ乳酸などの高分子材料は、機械的強度が低く加工性にも劣るため、チタンなどの金属材料の代替にはなりえないことが知られている（非特許文献３等参照）。ただ、そのような性質であっても、他の代替材料と比較すれば生体内で吸収性を有し、上述したような治療後に該材料を撤去する再手術の必要がない。このため、ポリ乳酸などの高分子材料は有望な生体材料と考えられ、実際臨床試験が進み、骨片固定用プレート、骨ねじ、吸収性ステントなどに応用されている。【0006】
これらに対して、近年、上述した問題を同時に解決し得る材料として、カルシウム系金属ガラス合金が注目を集めている。しかしながら、従来の鋳造法により製造されたカルシウム系金属ガラス合金は、サイズが大きくなると結晶化してしまうため、１０ｍｍ以下の厚さでなければ金属ガラスの性質を有さないことが知られている（非特許文献４〜６参照）。つまり、大きなサイズが要求されるカルシウム系金属ガラス合金の医療用材料に適した製造方法は未だ確立されておらず、医療用カルシウム系金属ガラス合金材料及びその製造方法の早期開発が望まれている。【先行技術文献】
【非特許文献】
【0007】
【非特許文献1】山本玲子：“マグネシウム合金の医療応用”，軽金属，５８（１１），２００８，ｐｐ．５７０−５７６
【非特許文献2】Ｍ Ｐｅｕｓｔｅｒ，ｅｔ ａｌ，：Ｈｅａｒｔ，８６，２００１，ｐｐ．５６３−５６９
【非特許文献3】上野晃、山本広志、斉藤英一郎、上田芳久：“ハイサイクル・高耐衝撃性のポリ乳酸樹脂成形材料”，パナソニック電工技法，Ｖｏｌ．５９ Ｎｏ．１，ｐｐ．５５−５９
【非特許文献4】Ｙ．Ｂ．Ｗａｎｇ，ｅｔ ａｌ，：Ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅ ＣａＭｇＺｎ ｂｕｌｋ ｍｅｔａｌｌｉｃ ｇｌａｓｓ ｆｏｒ ｐｏｔｅｎｔｉａｌ ｓｋｅｌｅｔａｌ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ，Ａｃｔａ Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｉａ ７ （２０１１），ｐｐ．３１９６−３２０８
【非特許文献5】Ｊ．Ｄ．Ｃａｏ，ｅｔ ａｌ，：Ｃａ−Ｍｇ−Ｚｎ ｂｕｌｋ ｍｅｔａｌｌｉｃ ｇｌａｓｓｅｓ ａｓ ｂｉｏｒｅｓｏｒｂａｂｌｅ ｍｅｔａｌｓ，Ａｃｔａ Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｉａ ８ （２０１２），ｐｐ．２３７５−２３８３
【非特許文献6】Ｗ．Ｊｉａｏ，ｅｔ ａｌ，：Ｚｉｎｃ−ｂａｓｅｄ ｂｕｌｋ ｍｅｔａｌｌｉｃ ｇｌａｓｓｅｓ，Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｎｏｎ−Ｃｒｙｓｔａｌｌｉｎｅ Ｓｏｌｉｄｓ ３５６ （２０１０），ｐｐ．１８６７−１８７０
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【0008】
本発明は、適度な生体吸収性を備え、金属材料と同等もしくはそれ以上の機械的強度を備え、複雑な成形が可能であり、かつ、面積や厚みが大きな部材にも応用可能な医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体及びその製造方法を提供することを課題とする。【課題を解決するための手段】
【0009】
本発明者らは、上記事情に鑑みて鋭意検討した結果、体内に埋入直後には生体吸収が徐々に行われ、かつ、最終的には体内で分解し、金属材料と同等の機械的強度及び硬さを備えた医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体及びその製造方法を見出した。【0010】
すなわち、カルシウム粉末を含む金属粉末を混合し、その混合粉末を合金化し、合金化した混合金属粉末を焼結することにより、上記医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体は製造される。【0011】
また、カルシウム粉末を含む金属粉末を混合し、その混合粉末を合金化し、合金化した混合金属粉末に鉄結晶粒子を分散し、鉄結晶粒子を分散した合金化混合金属粉末を焼結することにより、上記医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体は製造される。【発明の効果】
【0012】
本発明により製造されたカルシウム系金属ガラス合金を医療用生体材料の原料とした場合、金属材料と同等の機械的強度及び硬さを備えるため、複雑な形状の医療用材料の成形が可能であり、生体材料の構造や埋入位置の上で圧力のかかる部材へも応用可能となり、カルシウム系金属ガラス合金生体材料の使用可能な範囲が広がる。また、体内に埋入直後には生体吸収が徐々に行われ、かつ、最終的には体内で分解するため、治療後の撤去手術が不要となるばかりか、埋入直後の分解速度の制御も可能となる。さらに、本発明のカルシウム系金属ガラス合金成形体の製造方法はバルク生産も対応可能であり、サイズの大きな生体材料にも応用できる。【図面の簡単な説明】
【0013】
【図1】ガスアトマイズ法によるカルシウム系金属ガラス合金粉末を作製する装置及び概念図を示す。
【図2】メカニカルアロイング法によるカルシウム系金属ガラス合金粉末を作製する装置及び概念図を示す。
【図3】放電プラズマ焼結法に使用される装置の概念図を示す。
【図4】放電プラズマ焼結法による金属ガラス合金成形体作製時の温度と加圧力プロセスを示す。
【図5】Ｃａ45Ｍｇ25Ｚｎ30混合金属粉末及びメカニカルアロイング法で作製したＣａ45Ｍｇ25Ｚｎ30金属ガラス合金粉末のＸ線回折スペクトル（Ｘ線回折パターン）を示す。
【図6】メカニカルアロイング法で作製したＣａ45Ｍｇ25Ｚｎ30金属ガラス合金粉末の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ；Ｓｃａｎｎｉｎｇ Ｅｌｅｃｔｒｏｎ Ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｅ）写真を示す。
【図7A】鋳造法でインゴット作製後にメカニカルアロイング法で作製したＣａ45Ｍｇ25Ｚｎ30金属ガラス合金粉末のＸ線回折スペクトル（Ｘ線回折パターン）を示す。
【図7B】鋳造法でインゴット作製後にメカニカルアロイング法で作製したＣａ55Ｍｇ30Ｚｎ15金属ガラス合金粉末のＸ線回折スペクトル（Ｘ線回折パターン）を示す。
【図7C】鋳造法でインゴット作製後にメカニカルアロイング法で作製したＣａ55Ｍｇ10Ｚｎ35金属ガラス合金粉末のＸ線回折スペクトル（Ｘ線回折パターン）を示す。
【図8】鋳造法で作製したＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20合金のＸ線回折スペクトル（Ｘ線回折パターン）を示す。
【図9A】ガスアトマイズ法で作製したＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末の、Ｘ線回折スペクトル（Ｘ線回折パターン）を示す。
【図9B】ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、放電プラズマ焼結法により焼結温度１２０℃で作製したＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金成形体の、Ｘ線回折スペクトル（Ｘ線回折パターン）を示す。
【図9C】ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、放電プラズマ焼結法により焼結温度１３０℃で作製したＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金成形体の、Ｘ線回折スペクトル（Ｘ線回折パターン）を示す。
【図9D】ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、放電プラズマ焼結法により焼結温度１４０℃で作製したＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金成形体の、Ｘ線回折スペクトル（Ｘ線回折パターン）を示す。
【図9E】ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、放電プラズマ焼結法により焼結温度１５０℃で作製したＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末の焼結試料の、Ｘ線回折スペクトル（Ｘ線回折パターン）を示す。
【図9F】ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、放電プラズマ焼結法により焼結温度１６０℃で作製したＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末の焼結試料の、Ｘ線回折スペクトル（Ｘ線回折パターン）を示す。
【図10A】ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、Ｆｅ結晶粒子を５体積％分散させた試料の、Ｘ線回折スペクトル（Ｘ線回折パターン）を示す。
【図10B】ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、Ｆｅ結晶粒子を５体積％分散させ、放電プラズマ焼結法で作製した金属ガラス合金成形体の、Ｘ線回折スペクトル（Ｘ線回折パターン）を示す。
【図10C】ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、Ｆｅ結晶粒子を１０体積％分散させた試料の、Ｘ線回折スペクトル（Ｘ線回折パターン）を示す。
【図10D】ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、Ｆｅ結晶粒子を１０体積％分散させ、放電プラズマ焼結法で作製した金属ガラス合金成形体の、Ｘ線回折スペクトル（Ｘ線回折パターン）を示す。
【図10E】ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、Ｆｅ結晶粒子を１５体積％分散させた試料の、Ｘ線回折スペクトル（Ｘ線回折パターン）を示す。
【図10F】ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、Ｆｅ結晶粒子を１５体積％分散させ、放電プラズマ焼結法で作製した金属ガラス合金成形体の、Ｘ線回折スペクトル（Ｘ線回折パターン）を示す。
【図10G】ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、Ｆｅ結晶粒子を２０体積％分散させた試料の、Ｘ線回折スペクトル（Ｘ線回折パターン）を示す。
【図10H】ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、Ｆｅ結晶粒子を２０体積％分散させ、放電プラズマ焼結法で作製した金属ガラス合金成形体の、Ｘ線回折スペクトル（Ｘ線回折パターン）を示す。
【図11A】ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、放電プラズマ焼結法により焼結温度１２０℃で作製したＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金成形体の、圧縮試験結果を示す。
【図11B】ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、放電プラズマ焼結法により焼結温度１３０℃で作製したＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金成形体の、圧縮試験結果を示す。
【図11C】ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、放電プラズマ焼結法により焼結温度１４０℃で作製したＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金成形体の、圧縮試験結果を示す。
【図11D】ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、放電プラズマ焼結法により焼結温度１５０℃で作製したＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末の焼結試料の、圧縮試験結果を示す。
【図11E】ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、放電プラズマ焼結法により焼結温度１６０℃で作製したＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末の焼結試料の、圧縮試験結果を示す。
【図12】鋳造法で作製したＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20合金の圧縮試験結果を示す。
【図13A】ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、Ｆｅ結晶粒子を５体積％分散させ、放電プラズマ焼結法で作製した金属ガラス合金成形体の、圧縮試験結果を示す。
【図13B】ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、Ｆｅ結晶粒子を１０体積％分散させ、放電プラズマ焼結法で作製した金属ガラス合金成形体の、圧縮試験結果を示す。
【図13C】ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、Ｆｅ結晶粒子を１５体積％分散させ、放電プラズマ焼結法で作製した金属ガラス合金成形体の、圧縮試験結果を示す。
【図13D】ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、Ｆｅ結晶粒子を２０体積％分散させ、放電プラズマ焼結法で作製した金属ガラス合金成形体の、圧縮試験結果を示す。
【図14】純チタン試料の圧縮試験結果を示す。
【図15】Ｃａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金成形体の疑似体液浸漬試験結果（質量の経時変化）を示す。
【図16】Ｃａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金成形体の疑似体液浸漬試験結果（浸漬前後の写真）を示す。
【図17】Ｃａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金成形体の疑似体液浸漬試験結果（質量減少率の経時変化、分解初期）を示す。
【発明を実施するための形態】
【0014】
発明を実施するための形態の説明に先立ち、使用タームを明確にしておく。本明細書において、金属粉末を混合した試料を「混合金属粉末」、混合金属粉末を合金化して金属ガラスになった試料を「金属ガラス合金粉末」、金属ガラス合金粉末を焼結した試料を「金属ガラス合金」、金属ガラス合金粉末の焼結体を「金属ガラス合金成形体」、金属ガラス合金成形体を機械加工して切り出した生体材料を「金属ガラス合金生体材料」という。【0015】
また、金属ガラスとは、液体状態から急速に冷却することによって得られ非晶質合金のうち、ガラス遷移を示すものをいう。混合金属粉末を合金化しても、合金化条件により金属ガラスの性質を有する場合と有さない場合がある。【0016】
本発明の医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体は、カルシウムを主成分とするカルシウム系金属ガラス合金からなり、前記成形体の内部に前記成形体の表面の全ての部分からの最短距離が５ｍｍを超える領域を含むことを特徴とする。【0017】
また、本発明の医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体の製造方法は、カルシウム粉末を含む金属粉末を混合する工程と、前記混合した金属粉末を合金化する工程と、前記合金化した混合金属粉末を焼結する工程とを含むものである。【0018】
前記カルシウム粉末及び前記金属粉末は、工業用、合成試薬用、農業用、食品用、医療用等いずれであってもよいが、製造する合金の使用目的により純度や含有不純物の観点から選択される。生体吸収性を有する医療用生体材料に使用する場合は、特に生体安全性を確保するため、医療用の純度９９％以上のものを選択することが好ましい。また粒子サイズは、機械的エネルギーを利用した固相反応により合金化する工程で処理しやすい５０〜２００ｍｅｓｈであることが好ましい。【0019】
本発明の混合金属粉末には、カルシウムに、他の金属、たとえばマグネシウムや亜鉛を含有することができる。また、前記カルシウム粉末、前記マグネシウム粉末、前記亜鉛粉末に、製造する合金を使用する材料に通常添加するような金属粉末を微量添加してもよい。
【0020】
前記カルシウム粉末と前記他の金属粉末は、作製する金属ガラス合金粉末を構成する各成分のモル比に対応するような質量比で混合される。質量比は、前記カルシウム粉末がゼロを超える量から１００ａｔ．％を下回る量であり、前記金属粉末の合計が粉末全量の合計１００ａｔ．％を超えない量であれば理論的には合金が作製されることとなる。しかしながら、生体吸収性や材料加工性の観点からＣａxＭｇyＺｎz金属ガラス合金にあっては、ｘ＝４０〜７０ａｔ．％、ｙ＝０〜３０ａｔ．％、ｚ＝０〜３５ａｔ．％の範囲であることが好ましい。この範囲を超えると、金属ガラスの性質を有さない場合があることが確認されている。
【0021】
本発明の医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体の形状は、円柱状、角柱状、球状、棒状、板状、錐状等の塊状の他、任意の形状であってよい。前記成形体は、厚さに特に制限はなく、薄くても厚くても金属ガラス合金の性質を有する。このため、前記成形体は、前記成形体の内部に前記成形体の表面の全ての部分からの最短距離が５ｍｍを超える、もしくは６ｍｍ以上、あるいは７．５ｍｍ以上となる領域を含むような、形状を取ることが可能である。すなわち、本発明の成形体は、厚みが１０ｍｍを超える、もしくは１２ｍｍ以上、あるいは１５ｍｍ以上となるようなものであっても、金属ガラスの性質を有するということができる。
【0022】
前記医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体は、所定の骨の形状、スクリューの形状の他、埋入材の形状、被覆材の形状、固定板の形状等の任意の生体材料の形状に機械加工（切削加工、研削加工、研磨加工など）され、医療用カルシウム系金属ガラス合金生体材料として使用できる。【0023】
前記混合した金属粉末を合金化する工程は、ガスアトマイズ法、鋳造法、メカニカルアロイング法等、或いは、鋳造法とメカニカルアロイング法を組み合わせる方法を採用することが可能である。前記混合した金属粉末を合金化して金属ガラスを生成させるためには、ガスアトマイズ法、メカニカルアロイング法、鋳造法で処理後にメカニカルアロイング法を併用する方法が有効である。【0024】
ガスアトマイズ法は、高純度の単体金属を金属ガラス合金の組成となるように混合し、高純度に精製されたＡｒ等の不活性ガス中で溶融し、マスターインゴットを作製する。そして、マスターインゴットを減圧下で再溶融し、ノズルから射出しつつ高圧Ａｒガスによりエッチングすることで、金属ガラス合金粉末を作製することができる。ガスアトマイズ法は、メカニカルアロイング法と比較して、金属ガラス合金粉末を一度で大量に作製することができることが利点の一つである。図１にガスアトマイズ装置の概要を示す。
【0025】
メカニカルアロイング法は、複数の金属粉末をボールの入った容器に入れ、容器ごと回転させて激しくかき混ぜるものである。かき混ぜられた容器内の複数の金属粉末は、原子レベルでの固相反応により合金化する。図２にメカニカルアロイング装置の外観、容器の写真、及び容器内の概念図を示す。
【0026】
メカニカルアロイング法で作製した金属ガラス合金粉末の粒子は、均質性を有することが必要である。均質である合金粉末を次の焼結工程に供することにより、均質なカルシウム系金属ガラス合金成形体を製造することができるからである。そのため、該メカニカルアロイング法における合金化条件は、メカニカルアロイング後の金属ガラス合金粉末が１５０μｍ以下になるように設定される。具体的には、回転速度２５０〜６５０ｒｐｍ、固相反応時間０．５〜４５時間、試料／ボールの質量比１／１００〜１／１等に設定される。容器内雰囲気をＡｒガス等で置換してもよい。
【0027】
鋳造法としては、特に限定されることなく、公知の方法を適用することができる。たとえば、高周波溶解炉、高周波誘導加熱装置、ＢＮるつぼ、及び、銅鋳型を使用する銅鋳型鋳造法により、混合金属粉末の合金インゴットを作製することができる。なお、鋳造法で作製されたインゴットは、作製条件によるものの、合金ではあるが金属ガラスの性質は有しにくいことが確認されている。
【0028】
鋳造法にメカニカルアロイング法を併用する方法は、上記鋳造法により得られた合金インゴットをニッパー等で細かく刻み、上記メカニカルアロイング法に適用して金属ガラス合金粉末を得るものである。【0029】
上記各方法で合金化した試料が、金属ガラスの性質を有する金属ガラス合金粉末となっているか否かは、Ｘ線回折（ＸＲＤ；Ｘ−ｒａｙ Ｄｉｆｆｒａｃｔｉｏｎ）装置を用いてＸ線回折スペクトル（Ｘ線回折パターン）を測定することで確認できる。Ｘ線回折装置の測定条件は、Ｘ線の試料への入射角（θ）の２倍（２θ）に対するＸ線回折強度（任意目盛）を示すＸ線回折スペクトル（Ｘ線回折パターン）が得られるように設定される。合金化工程の前には混合した金属単体の回折ピークが現れるが、合金化が進み金属ガラスの性質を有するようになると、回折ピークはブロードとなり消滅していく。このようなＸ線回折スペクトルのパターン変化を利用し、混合金属粉末の合金化状態を確認する。
【0030】
また、合金化した試料の粉末形状や粒子サイズは、走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ；Ｓｃａｎｎｉｎｇ Ｅｌｅｃｔｒｏｎ Ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｅ）写真等で確認できる。【0031】
前記合金化した混合金属粉末を焼結する工程は、金属ガラスの性質を維持することができる限り特に制限されることはなく、粉末冶金法、たとえば反応焼結法、常圧焼結法、加圧焼結法、再焼結法、プラズマを利用する焼結法等から目的によって選択される。【0032】
加圧焼結法は、粉末試料を加圧しながら焼結する方法であり、試料を緻密化することができ、ホットプレス法、ガス圧焼結法、熱間静水圧焼結法等がある。ホットプレス（ｈｏｔ ｐｒｅｓｓ）法は、一般に円筒形状の型に粉末試料を充填し、上下一対のパンチで圧縮する一軸加圧方式をとる加圧焼結法である。【0033】
プラズマを利用する焼結法は、熱プラズマ焼結法、放電プラズマ焼結法等があり、目的によって選択される。【0034】
放電プラズマ焼結法（ＳＰＳ；Ｓｐａｒｋ Ｐｌａｓｍａ Ｓｉｎｔｅｒｉｎｇ）は、機械的な加圧とパルス通電加熱によって試料を焼結する方法である。一般的には数千アンペアの平均電流のパルス電流を試料に通電させることで、試料は焼結される。パルス電流は粉末試料内の粉体粒子接触部に流れ、該接触部に発熱が集中し粉体粒子間のネック形成が促進されるため、低温かつ短時間で焼結可能な焼結法である。図３に放電プラズマ焼結法に使用される装置の概要を示す。
【0035】
前記放電プラズマ焼結法で作製した焼結体、すなわち本発明における金属ガラス合金成形体は、材料の使用目的に合う機械的特性や強度を有すること、均質性を有すること、焼結前後で微細構造に変化が少ないこと、すなわち金属ガラスが結晶化しないこと等が必要である。そのため、該放電プラズマ焼結法における焼結条件は、焼結後の金属ガラス合金成形体が、材料の使用目的に合う機械的特性や強度を有し、均質性を有し、焼結前後で微細構造に変化が少なくなるように設定される。具体的には、加圧力１０〜８００ＭＰａ、焼結温度到達後の保持時間０〜２０分、焼結温度８５〜１４５℃等に設定される。温度と加圧力プロセスの例を図４に示す。
【0036】
なかでも本発明においては焼結温度の設定が重要であり、結晶化が起きる温度を超えず、かつ、なるべく高い温度を選択することが好ましい。【0037】
前記焼結体、すなわち本発明における金属ガラス合金成形体の均質性等も、走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ；Ｓｃａｎｎｉｎｇ Ｅｌｅｃｔｒｏｎ Ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｅ）写真やＸ線回折（ＸＲＤ；Ｘ−ｒａｙ Ｄｉｆｆｒａｃｔｉｏｎ）装置等で確認する。【0038】
また、前記金属ガラス合金成形体が金属ガラスとしてガラス遷移を示すこと等は、Ｘ線回折（ＸＲＤ；Ｘ−ｒａｙ Ｄｉｆｆｒａｃｔｉｏｎ）装置等で確認できる。【0039】
本発明の医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体の製造方法は、前記カルシウム粉末を含む混合金属粉末を合金化する工程と、前記合金化した混合金属粉末を焼結する工程の間に、鉄（Ｆｅ）結晶粒子を金属ガラス合金粉末中に分散させる工程をさらに含めることができる。【0040】
Ｆｅ結晶粒子を分散させる工程は、金属ガラス合金粉末にＦｅ結晶粒子を５〜３０体積％、より好ましくは５〜２５体積％混合し、Ｆｅ分散金属ガラス合金粉末を作製するものである。金属ガラス粉末とＦｅ結晶粒子とを混合する方法は、Ｆｅ結晶粒子を均一に分散させることができる限り特に制限されることはない。Ｆｅ結晶粒子を分散させる目的は、本発明のカルシウム系金属ガラス合金成形体の機械的強度を向上させ、かつ、生体内における分解速度の制御を可能にするためである。よって、Ｆｅ結晶粒子が５体積％より少ないと、機械的強度の向上や分解速度の制御が十分でなく、また３０体積％を超えると、機械的強度は向上するもののカルシウム系金属ガラス合金成形体の有する生体吸収性を低下させてしまう。
Ｆｅ結晶粒子としては、金属ガラス合金粉末中に均一に分散させる観点から、粒径が２〜２００μｍ、なかでも２〜５０μｍのものが好ましく、３〜５μｍのものがより好ましい。
【0041】
本発明の医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体の製造方法で製造されるカルシウム系金属ガラス合金成形体は、機械的特性として圧縮強度が３００ＭＰａ以上、好ましくは３２０ＭＰａ以上であることを特徴とする。【0042】
前記機械的特性としての圧縮強度は、圧縮試験で降伏点を測定等して評価する。降伏点は、四角柱形状の試料を高さ方向に圧縮し、圧縮応力（ＭＰａ）に対する歪み（％）の測定を行うことによって得られる。一般的な合金や金属は、圧縮応力をゼロから増加させると歪みも大きくなるが、降伏点に達した後に歪みは大きくなっても応力が降下する現象が起きる。この現象を利用して、応力―歪み線図から降伏点を割り出す。【0043】
本発明の医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体の製造方法で製造されカルシウム系金属ガラス合金成形体は、ビッカース硬さが１２０ＨＶ以上、好ましくは１６０ＨＶ以上であることを特徴とする。【0044】
前記カルシウム系金属ガラス合金成形体の硬さは、金属用の硬さ試験法等で測定する。金属用の硬さ試験法には、ブリネル硬さ（ＢＨＮ）、ビッカース硬さ（ＶＨＮ）、ロックウェル硬さ等があり、これらの硬さ試験法は、鋼球やダイヤモンドの角錐或いは円錐の圧子を焼結体（合金）の表面に押付けてその変形量を測定するものである。ビッカース硬さ（ＶＨＮ；Ｖｉｃｋｅｒｓ Ｈａｒｄｎｅｓｓ）の試験方法は、ＪＩＳ法（ＪＩＳ Ｚ ２２４４、ＪＩＳ Ｂ ７７２５）に規定され、正四角錐のダイヤモンド圧子を，試料（試験片）の表面に押し込み，その試験力を解除した後，表面に残ったくぼみの対角線長さを測定するものである。
【0045】
本発明の医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体の製造方法で製造されるカルシウム系金属ガラス合金成形体は、ＳＢＦ（疑似体液）浸漬試験において、３日間の浸漬での分解率が９０質量％以上、好ましくは９３質量％以上であることを特徴とする。【0046】
前記カルシウム系金属ガラス合金成形体の疑似体液内での分解率は、ＳＢＦ（疑似体液）浸漬試験等で測定する。０〜６日間の浸漬での分解率を測定するＳＢＦ浸漬試験は、直径１５ｍｍの型で成形されたカルシウム系金属ガラス合金成形体を切削してＳＢＦに浸漬し、該カルシウム系金属ガラス合金成形体の質量減少を日単位で測定して分解率を割り出すものである。該ＳＢＦ浸漬試験で該カルシウム系金属ガラス合金成形体の質量としてカウントされるのは、サンプル崩壊後も固形物として残っているもの、すなわちイオンとしてＳＢＦに溶解したもの以外の固形物全てである。
【0047】
ＳＢＦの組成は、ＮａＣｌ：８．０３５ｇ、ＮａＨＣＯ3：０．３５５ｇ、ＫＣｌ：０．２２５ｇ、Ｋ2ＨＰＯ4・３Ｈ2Ｏ：０．２３１ｇ、ＭｇＣｌ2・６Ｈ2Ｏ：０．３１１ｇ、１．０Ｍ ＨＣｌ：３９ｍｌ、ＣａＣｌ2：０．２９２ｇ、ＮａＳＯ4：０．０７２ｇ、Ｔｒｉｓ：６．１１８ｇである。【0048】
さらに本発明の医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体の製造方法で製造されるカルシウム系金属ガラス合金成形体は、ＳＢＦ（疑似体液）浸漬試験において、５時間の浸漬での分解率が３０質量％以下であることを特徴とする。【0049】
前記カルシウム系金属ガラス合金成形体の疑似体液内での分解率は、ＳＢＦ（疑似体液）浸漬試験等で測定する。０〜６時間の浸漬での分解率を測定するＳＢＦ浸漬試験は、直径１５ｍｍの型で成形されたカルシウム系金属ガラス合金成形体を切断機で切断しＳＢＦ中に紐で吊るして浸漬し、該カルシウム系金属ガラス合金成形体の質量減少を一時間ごとに測定して分解率を割り出すものである。該ＳＢＦ浸漬試験で該カルシウム系金属ガラス合金成形体の質量としてカウントされるのは、紐を引き上げた際に紐に吊るされている固形物のみであり、たとえばサンプルが崩壊してＳＢＦ中に落ちた分はカウントされていない。
【実施例】
【0050】
以下に実施例及び比較例を挙げて本発明を具体的に説明するが、本発明はこれらの実施例に何ら限定されるものではない。【0051】
作製した実施例１〜１２及び比較例１〜１１の概要を表１に示す。【0052】
【表1】
【0053】
（メカニカルアロイング法での金属ガラス生成確認）本発明の混合金属粉末を合金化する工程がメカニカルアロイング法である場合に、合金化後の試料は金属ガラスの性質を有する金属ガラス合金粉末となっていることを確認するため、以下の実験を行った。
【0054】
表１の実施例１に記載のとおり、Ｃａ45Ｍｇ25Ｚｎ30混合金属粉末を、メカニカルアロイング装置（株式会社レッチェ製、遊星型ボールＰＭ１００型）にて合金化処理を行った。容器の回転速度は２５０ｒｐｍ、固相反応時間は１５時間であった。また、比較例１に記載の合金化を行わないＣａ45Ｍｇ25Ｚｎ30混合金属粉末を、比較のために用いた。
【0055】
図５に、Ｃａ45Ｍｇ25Ｚｎ30混合金属粉末（比較例１）及びメカニカルアロイング法で作製したＣａ45Ｍｇ25Ｚｎ30金属ガラス合金粉末（実施例１）のＸ線回折パターンを示した。Ｘ線回折装置は、株式会社リガク製ＵｌｔｉｍａIIIを使用した。メカニカルアロイング法で合金化処理を行ったＣａ45Ｍｇ25Ｚｎ30混合金属粉末は、金属ガラスの性質を有する金属ガラス合金粉末となっていることが確認できた。また、図６に、実施例１に記載のメカニカルアロイング法で作製したＣａ45Ｍｇ25Ｚｎ30金属ガラス合金粉末（実施例１）の走査型電子顕微鏡写真を示す。図６より、該金属ガラス合金粉末は均質な形状を有することが確認された。
【0056】
（鋳造法にメカニカルアロイング法を併用する方法での金属ガラス生成確認）本発明の混合金属粉末を合金化する工程が鋳造法にメカニカルアロイング法を併用する方法である場合に、合金化後の試料は金属ガラスの性質を有する金属ガラス合金粉末となっていることを確認するため、以下の実験を行った。
【0057】
表１の実施例２に記載のとおり、Ｃａ45Ｍｇ25Ｚｎ30混合金属粉末を、まず銅鋳型鋳造法で合金化した。銅鋳型鋳造法では、高周波溶解炉及び高周波誘導加熱装置にて、ＢＮるつぼを使用し、真空とＡｒガス雰囲気下、２０Ａで溶解後、３０Ａで５分間加熱しＣａ45Ｍｇ25Ｚｎ30混合金属粉末を高周波溶解後、直径１５ｍｍの銅鋳型に鋳造し、直径１５ｍｍ／長さ３０〜４０ｍｍのインゴットを作製した。次に、メカニカルアロイング法で、作製した上記インゴットを刻んでボールミリングし、Ｃａ45Ｍｇ25Ｚｎ30金属ガラス合金粉末を作製した。ボールミル用ステンレスボールとインゴットの質量比は１０：１とし、容器の回転速度は２５０ｒｐｍ、固相反応時間は１５時間であった。
また、表１の実施例１１に記載のＣａ55Ｍｇ30Ｚｎ15混合金属粉末も、実施例２と同様に、鋳造し、インゴットを作製し、メカニカルアロイング法でＣａ55Ｍｇ30Ｚｎ15金属ガラス合金粉末を作製した。ただし、メカニカルアロイング法での固相反応時間は３０時間であった。
さらに、表１の実施例１２に記載のＣａ55Ｍｇ10Ｚｎ35混合金属粉末も、実施例２と同様に、鋳造し、インゴットを作製し、メカニカルアロイング法でＣａ55Ｍｇ10Ｚｎ35金属ガラス合金粉末を作製した。メカニカルアロイング法での固相反応時間は、実施例２と同じ１５時間であった。
【0058】
図７Ａに、鋳造法でインゴット作製後にメカニカルアロイング法で作製したＣａ45Ｍｇ25Ｚｎ30金属ガラス合金粉末（実施例２）のＸ線回折パターンを示す。鋳造法にメカニカルアロイング法を併用する方法で合金化処理を行ったＣａ45Ｍｇ25Ｚｎ30混合金属粉末は、金属ガラスの性質を有する金属ガラス合金粉末となっていることが確認できた。図７Ｂに、鋳造法でインゴット作製後にメカニカルアロイング法で作製したＣａ55Ｍｇ30Ｚｎ15金属ガラス合金粉末（実施例１１）のＸ線回折パターンを示す。鋳造法にメカニカルアロイング法を併用する方法で合金化処理を行ったＣａ55Ｍｇ30Ｚｎ15混合金属粉末は、金属ガラスの性質を有する金属ガラス合金粉末となっていることが確認できた。
図７Ｃに、鋳造法でインゴット作製後にメカニカルアロイング法で作製したＣａ55Ｍｇ10Ｚｎ35金属ガラス合金粉末（実施例１２）のＸ線回折パターンを示す。鋳造法にメカニカルアロイング法を併用する方法で合金化処理を行ったＣａ55Ｍｇ10Ｚｎ35混合金属粉末は、金属ガラスの性質を有する金属ガラス合金粉末となっていることが確認できた。
実施例２、１１及び１２より、金属組成の異なるカルシウム系混合金属粉末であっても、金属ガラスの性質を有する金属ガラス合金粉末となることが分かった。
【0059】
（鋳造法での金属ガラス生成有無の確認）本発明の混合金属粉末を合金化する工程が鋳造法である場合に、合金化後の試料は金属ガラスの性質を有する金属ガラス合金粉末となっているか否かを確認するため、以下の実験を行った。
【0060】
表１の比較例２に記載のとおり、Ｃａ65Ｍｇ15Ｚｎ20混合金属粉末を、銅鋳型鋳造法で合金化した。銅鋳型鋳造法では、高周波溶解炉及び高周波誘導加熱装置にて、ＢＮるつぼを使用し、真空とＡｒガス雰囲気下、２０Ａで溶解後、３０Ａで５分間加熱しＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20混合金属粉末を高周波溶解後、直径１５ｍｍの銅鋳型に鋳造し、直径１５ｍｍ／長さ３０〜４０ｍｍのインゴットを作製した。【0061】
図８に、鋳造法で作製したＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20合金（インゴット、比較例２）のＸ線回折パターン示す。鋳造法で合金化処理を行ったＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20混合金属粉末は、金属ガラスの性質を有さないことが確認できた。【0062】
（焼結温度による金属ガラスの結晶化の確認）本発明の合金化した混合金属粉末（金属ガラス合金粉末）を焼結する工程が放電プラズマ焼結法である場合に、焼結温度によって金属ガラス合金成形体が結晶化しているか否かを確認するため、以下の実験を行った。
【0063】
表１の実施例３〜５及び比較例４〜５に記載のとおり、ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、放電プラズマ焼結法によりＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金成形体を作製した。ガスアトマイズ法は、ガスアトマイザー（株式会社真壁技研製、小型ガスアトマイズ装置型番ＶＦ−ＲＱＰ２００）を用い、温度約６５０Ｋ、Ａｒガス噴射圧力約８ＭＰａの条件に設定された。放電プラズマ焼結法は、放電プラズマ焼結装置（ＳＰＳシンテックス株式会社製ＳＰＳ−３．２０ＭＫ−ＩＶ）を用い、５３μｍ以下のＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末に対して、加圧力６００ＭＰａ、焼結温度到達後の保持時間１０分、焼結温度１２０〜１６０℃の条件に設定された。【0064】
図９Ａ〜Ｆに、焼結前のＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末（比較例３）及び焼結温度ごとのＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金成形体（実施例３〜５及び比較例４〜５）のＸ線回折パターンを示す。焼結温度が１４０℃までは金属ガラスの性質を有したままであることが認められたが、焼結温度が１５０℃以上になると金属ガラスの結晶化を示すピークが確認された。よって、本発明のカルシウム系金属ガラス合金成形体製造における焼結温度は、１４０℃が最適であることが分かった。
【0065】
（Ｆｅ結晶粒子分散型Ｃａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金成形体の作製試験−１−）本発明の合金化する工程と、合金化した混合金属粉末を焼結する工程の間に、Ｆｅ結晶粒子を分散させる工程を加えた場合に、カルシウム系金属ガラス合金成形体の金属ガラスとしての性質に影響を与えるか否かを確認するため、以下の実験を行った。
【0066】
表１の実施例６〜９及び比較例６〜９に記載のとおり、ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、粒径が３〜５μｍのＦｅ結晶粒子を５〜２０体積％分散させ、焼結前の試料（比較例６〜９）及び焼結温度１４０℃で焼結した試料（実施例６〜９）を作製した。【0067】
図１０Ａ〜Ｈに、Ｆｅ結晶粒子５〜２０体積％を分散させた、Ｆｅ結晶粒子分散型Ｃａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末の焼結前後のＸ線回折パターンを示す（Ａ：比較例６、Ｂ：実施例６、Ｃ：比較例７、Ｄ：実施例７、Ｅ：比較例８、Ｆ：実施例８、Ｇ：比較例９、Ｈ：実施例９）。Ｆｅ結晶粒子分散型Ｃａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末の焼結前後で、いずれの体積分率で分散したものであっても、カルシウム系金属ガラス合金成形体の金属ガラスとしての性質には変化がほとんどないことが分かった。
【0068】
（焼結温度による金属ガラス合金成形体の圧縮強度）本発明の合金化した混合金属粉末（金属ガラス合金粉末）を焼結する工程が放電プラズマ焼結法である場合に、焼結温度による金属ガラス合金成形体の圧縮強度を測定するため、以下の実験を行った。
【0069】
表１の実施例３〜５及び比較例４〜５に記載のとおり、ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、放電プラズマ焼結法により焼結温度１２０〜１６０℃でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金成形体を作製した。放電プラズマ焼結法は、５３μｍ以下のＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末に対して、加圧力６００ＭＰａ、焼結温度到達後の保持時間１０分、焼結温度１２０〜１６０℃の条件に設定された。【0070】
比較試料として、表１の比較例２に記載のＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20混合金属粉末を銅鋳型鋳造法で合金化した試料を用いた。【0071】
比較のため、表１の比較例１０に記載の、純チタン試料を用いた。【0072】
実施例３〜５及び比較例２、４〜５の試料についての圧縮試験は、幅２ｍｍ、厚み２ｍｍ、高さ４ｍｍの四角柱形状の測定片を作製し、汎用機械式テスト機（島津製作所製、高温真空引張・圧縮試験機ＡＧ５０ＶＦ）を用い、一軸加圧下で５×１０-4ｍｍ／ｓの初期歪み速度に対応する一定のクロスヘッド速度で、圧縮強度と歪みとの関係を測定することで行った。比較例１０の試料についての圧縮試験は、直径１．４８ｍｍ、高さ３．７８ｍｍの試料サイズについて、上記汎用機械式テスト機（島津製作所製、高温真空引張・圧縮試験機ＡＧ５０ＶＦ）を用いて同様に行った。
【0073】
図１１Ａ〜Ｅ（実施例３〜５、比較例４〜５）、図１２（比較例２）、図１４（比較例１０）に、圧縮試験結果を示す。【0074】
圧縮試験結果に基づき、各試料の圧縮強度を表２に示す。【0075】
【表2】
【0076】
表２の実施例３〜５が示すように、放電プラズマ焼結法における焼結温度を１２０〜１４０℃に設定して製造されたＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末の焼結試料は、３２０ＭＰａ以上の圧縮強度を有することが分かった。一方、比較例４が示すように、放電プラズマ焼結法における焼結温度を１５０℃にして製造されたＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末の焼結試料は、３００ＭＰａより低い圧縮強度しか有さないことが分かった。
また、比較例２が示すように、合金化工程が鋳造法で製造されたＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20合金粉末の焼結試料は、さらに低い圧縮強度（１１８ＭＰａ）しか有さないことが分かった。
なお、生体吸収医療材料の開発において、機械的強度のメルクマールとされるチタンは、比較例１０が示すように、圧縮強度が４３６ＭＰａであった。
【0077】
つまり、鋳造法で製造されるＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20合金（比較例２）の圧縮強度が１１８ＭＰａと医療用材料の機械的強度として極めて不十分であったのに対し、本発明で製造されるＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金成形体（実施例３〜５）の圧縮強度は、チタンの機械的強度にかなり近づいたものであることを示している。なお、現在生体材料として開発が進められているポリ乳酸の圧縮強度は、７４ＭＰａ程度である（非特許文献３等参照）。
【0078】
（Ｆｅ結晶粒子分散型Ｃａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金成形体の作製試験−２−）本発明の合金化する工程と、合金化した混合金属粉末を焼結する工程の間に、Ｆｅ結晶粒子を分散させる工程を加えた場合の圧縮強度を確認するため、以下の実験を行った。
【0079】
表１の実施例６〜９に記載のとおり、ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、Ｆｅ結晶粒子を５〜２０体積％分散させ、焼結温度１４０℃で焼結した試料（実施例６〜９）を作製した。【0080】
比較のため、表１の比較例１０に記載の、純チタン試料を用いた。【0081】
実施例６〜９の試料についての圧縮試験は、幅２ｍｍ、厚み２ｍｍ、高さ４ｍｍの四角柱形状の測定片を作製し、汎用機械式テスト機（島津製作所製、高温真空引張・圧縮試験機ＡＧ５０ＶＦ）を用い、一軸加圧下で５×１０-4ｍｍ／ｓの初期歪み速度に対応する一定のクロスヘッド速度で、圧縮強度と歪みとの関係を測定することで行った。比較例１０の試料についての圧縮試験は、直径１．４８ｍｍ、高さ３．７８ｍｍの試料サイズについて、上記汎用機械式テスト機（島津製作所製、高温真空引張・圧縮試験機ＡＧ５０ＶＦ）を用いて同様に行った。
【0082】
図１３Ａ〜Ｄ（実施例６〜９）、図１４（比較例１０）に、圧縮試験結果を示す。【0083】
圧縮試験結果に基づき、各試料の圧縮強度を表３に示す。【0084】
【表3】
【0085】
表２の実施例５（Ｆｅ結晶粒子の分散がない試料）と比較し、表３の実施例６〜９が示すように、Ｆｅ結晶粒子を分散させることにより圧縮強度が上がり、機械的強度が向上していることが分かる。また、本発明で製造されるＦｅ結晶粒子分散型Ｃａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金成形体（実施例６〜９）は、その圧縮強度から、本発明の製造方法で製造されるＦｅ結晶粒子が分散されていない金属ガラス合金成形体に比べ、チタンの機械的強度にさらに近づいたものであることを示している。
【0086】
（ビッカース硬さ試験）本発明の製造方法で製造される医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体について、以下のとおりビッカース硬さ試験を行った。
【0087】
表１の実施例３〜５、比較例４、５、２、１０に記載の試料についての硬さ測定には、株式会社ミツトヨ製Ｍｉｃｒｏ ＷｉＺｈａｒｄ ＨＭ−２１１型微小硬さ試験機を用いた。ビッカース硬さ試験の結果を表４に示す。
【0088】
【表4】
【0089】
表４で示されるように、本発明で製造される医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体は、メルクマールのチタンに比べて、有意に硬いことが分かる。【0090】
（ＳＢＦ浸漬試験−１−）本発明の製造方法で製造される医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体について、以下のとおりＳＢＦ浸漬試験を行った。
【0091】
表１の実施例１０に記載のとおり、ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、放電プラズマ焼結法によりＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金成形体を作製した。放電プラズマ焼結法は、粒径５３〜１５０μｍのＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末に対して、加圧力６００ＭＰａ、焼結温度到達後の保持時間１０分、焼結温度９５℃の条件に設定された【0092】
直径１５ｍｍの型で成形され、切削された実施例１０のＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金成形体は、３７℃の条件下、前述した組成のＳＢＦ（疑似体液）に浸漬され、該金属ガラス合金成形体の質量減少を測定することにより、分解率を算出する。【0093】
図１５及び表５に実施例１０のＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金成形体の質量減少の経時変化を示す。【0094】
【表5】
【0095】
図１５及び表５に示すように、ＳＢＦ浸漬試験において、浸漬開始時の質量に対し、浸漬３日目には９０％以上の質量減少が見られた。また、図１６に実施例９のＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金成形体のＳＢＦ浸漬前後の写真を示す。浸漬６日目には該金属ガラス合金成形体はほぼ全て溶けていることが分かった。
【0096】
（ＳＢＦ浸漬試験−２−）本発明の製造方法で製造される医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体について、以下のとおりＳＢＦ浸漬試験を行った。
【0097】
表１の実施例５に記載のとおり、ガスアトマイズ法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末を作製後、放電プラズマ焼結法によりＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金成形体を作製した。放電プラズマ焼結法は、５３μｍ以下のＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金粉末に対して、加圧力６００ＭＰａ、焼結温度到達後の保持時間１０分、焼結温度１４０℃の条件に設定された【0098】
比較試料として、表１の比較例１１に記載のとおり、銅鋳型鋳造法でＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20合金を作製した。【0099】
実施例５及び比較例１１の試料について、ＳＢＦ浸漬試験を行った。直径１５ｍｍの型で成形され切断機で切削された試料を、３７℃の条件下、ＳＢＦ中に紐で吊るして浸漬し、該カルシウム系金属ガラス合金成形体の質量減少を一時間ごとに測定して分解率を割り出した。【0100】
図１７及び表６に実施例５のＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金成形体及び比較例１１のＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20鋳造合金について、ＳＢＦ浸漬試験の質量減少率の経時変化を示す。【0101】
【表6】
【0102】
Ｃａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金成形体（実施例５）は、浸漬後３時間における質量減少が浸漬開始時に対し２４％、浸漬後６時間における質量減少が浸漬開始時に対し３３％であった。一方、Ｃａ65Ｍｇ15Ｚｎ20鋳造合金（比較例１１）は、浸漬後３時間における質量減少が浸漬開始時に対し５１％、浸漬後６時間における質量減少が浸漬開始時に対し７０％であった。つまり、本発明の製造方法で製造される金属ガラス合金成形体は、鋳造合金に比べ、吸収が徐々に起こることが分かった。
【0103】
（金属ガラス合金成形体の厚みと合金化工程に関する検討）同じ金属組成Ｃａ65Ｍｇ15Ｚｎ20であり、同じ試料直径１５ｍｍ、同じ試料長さ４０ｍｍであるが、鋳造法で作製したＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20合金（インゴット、比較例２）と、ガスアトマイズ法及び放電プラズマ焼結法で作製したＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金成形体（実施例５）の結果を比較し、金属ガラス合金成形体の厚みに関して検討を行った。
比較例２のＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20合金は、Ｘ線回折スペクトル（図８）から金属ガラスの性質を有していないこと、圧縮試験結果（図１２）から３００ＭＰａより低い圧縮強度しか有さないこと、ビッカース硬さ試験の結果（表４）からビッカース硬さが１２０ＨＶ以上でないことが確認でき、本発明の医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体に適さないことが分かる。
一方、実施例５のＣａ65Ｍｇ15Ｚｎ20金属ガラス合金成形体は、Ｘ線回折スペクトル（図９Ｄ）から金属ガラスの性質を有すること、圧縮試験結果（図１１Ｃ）から３００ＭＰａより高い圧縮強度を有すること、ビッカース硬さ試験の結果（表４）からビッカース硬さが１２０ＨＶ以上であることが確認でき、本発明の医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体に適することが分かる。
すなわち、円柱状の金属ガラス合金成形体の直径が１５ｍｍ以上、すなわち、成形体の内部に成形体の表面の全ての部分からの最短距離が７．５ｍｍ以上となる領域を含むような大きな塊であると、鋳造法では金属ガラス合金生体材料に適さないことが分かる。本検討結果は、非特許文献４〜６に記載の試料の厚みが１０ｍｍを超えると、鋳造法では金属ガラス合金生体材料として適さないことと整合するものである。
【産業上の利用可能性】
【0104】
本発明の製造方法により、生体吸収性と機械的強度を備えた、広い用途に応用可能な医療用カルシウム系金属ガラス合金生体材料を提供することできる。【0105】
該医療用カルシウム系金属ガラス合金生体材料は、金属材料と同等の機械的強度及び硬さを備えるため、複雑な形状の医療用材料の成形が可能であり、生体材料の構造や埋入位置の上で圧力のかかる部材へも応用可能となる。また、該医療用カルシウム系金属ガラス合金生体材料は、体内に埋入直後には生体吸収が徐々に行われ、かつ、最終的には体内で分解するため、治療後の撤去手術が不要となるばかりか、埋入直後の分解速度の制御も可能となる。
【0106】
本発明を利用すれば、新規医療用カルシウム系金属ガラス合金成形体による、ステント、骨片固定用プレート、固定用ネジ、歯科用メンブレン等、サイズに関わらず各種医療機器に対応した合金設計が可能となり、さまざまな医療分野への応用が期待できる。