DE112012000613T5

DE112012000613T5 - Titanlegierung

Info

Publication number: DE112012000613T5
Application number: DE112012000613T
Authority: DE
Inventors: Shunsuke Takeguchi; Yoshiki Ishikawa; Takasumi Kubo; Shin Ishida; Hiroki Takahashi; Masafumi Morita; Masahito Miki
Original assignee: Nippon Piston Ring Co Ltd; Saitama University NUC
Current assignee: Nippon Piston Ring Co Ltd; Saitama University NUC
Priority date: 2011-01-31
Filing date: 2012-01-31
Publication date: 2013-11-07
Also published as: WO2012105557A1; JP5855588B2; US10669613B2; US20170327928A1; JPWO2012105557A1; US9752214B2; US20130309518A1

Abstract

Eine Titanlegierung beinhaltet 15 bis 27 Atom-% (at%) an Tantal (Ta) und 0 bis 8 Atom-% an Zinn (Sn), wobei der Ausgleich Titan (Ti) und unvermeidbare Verunreinigungen ist, wenn die Gesamtmenge der Titanlegierung als 100 at% genommen wird. Daher weist die bereitgestellte Titanlegierung Charakteristiken auf, die für medizinische Vorrichtungsmaterialien, biokompatible Materialen etc. geeignet sind.

Description

Gebiet
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf eine Titanlegierung, die für medizinische Führungsdrähte, medizinische Stents und dergleichen geeignet ist.
Hintergrund
Gewöhnlich sind weithin Titan(Ti)-Nickel(Ni)-basierte Legierungen als Legierungsmaterialien bekannt, die für medizinische Führungsdrähte, medizinische Stents und dergleichen verwendet werden. Allerdings gilt die Aufmerksamkeit in den letzten Jahren Titan(Ti)-Tantal(Ta)-basierten Legierungen, die kein Ni, das Allergien in lebenden Körpern auslösen kann, enthalten.
Zum Beispiel schlägt das japanische Patent Nr. 4302604 eine Ti-Ta-basierte Legierung vor, die eines oder beides an Tantal (Ta) und Mob (Nb) in vorgeschriebenen Mengen enthält und ferner 1 bis 20 Mol-% an Zirkonium (Zr) und 1 bis 6 Mol-% an Molybdän (Mo) enthält, wobei die Gesamtmenge an Ta, Nb, Zr und Mo 60 Mol-% oder weniger ist, wobei der Ausgleich Ti und unvermeidbare Verunreinigungen ist. Diese Ti-Ta-basierte Legierung enthält kein Nickel und ist daher sehr sicher für den menschlichen Körper. Andere Merkmale der Legierung sind, dass sie eine Superelastizität und eine hohe Kaltbearbeitbarkeit aufweist und daher eine hohe Produktivität aufweist.
Zusammenfassung
Technisches Problem
Indes kommen medizinische Vorrichtungen (medizinische Geräte), wie etwa medizinische Führungsdrähte und Stents, in direkten Kontakt mit Blut etc. in einem lebenden Körper und müssen daher eine sehr sicher für den lebenden Körper sein. Zusätzlich, da solch eine medizinische Vorrichtung in ein Blutgefäß etc. des lebenden Körpers eingeführt wird und entlang eines komplizierten Pfades bewegt wird, ist es für die medizinische Vorrichtung notwendig, dass sie eine Elastizität und einen geringen Durchmesser aufzuweist und auch eine geeignete Steifheit aufzuweist.
Allerdings ist es mit der gewöhnlichen Ti-Ta-basierten Titanlegierung schwierig, einen dünnen Führungsdraht zu bilden, der einen Durchmesser von ungefähr einigen zehn Mikrometern aufweist, wegen eines Problems wie etwa der Bearbeitbarkeit, und die Sicherheit für einen lebenden Körper ist nicht immer hoch.
Die vorliegende Erfindung wurde gemacht, um die vorhergehenden konventionellen Probleme zu lösen, und es ist eine Aufgabe eine Titanlegierung bereitzustellen, die Charakteristiken aufweist, die für medizinische Vorrichtungsmaterialien, biokompatible Materialien, etc. geeignet sind.
Lösung des Problems
Die vorliegende Erfindung ist eine Titanlegierung, die gekennzeichnet ist durch Umfassen von 15 bis 27 Atom-% (at%) an Tantal (Ta) und 0 bis 8 at% an Zinn (Sn), wobei der Ausgleich Titan (Ti) und unvermeidbare Verunreinigungen ist, wenn die Gesamtmenge der Titanlegierung als 100 at% genommen wird.
Die vorliegende Erfindung ist auch dadurch gekennzeichnet, dass in der Titanlegierung gemäß der obigen Einrichtung ein Wert, der durch Teilen eines Gesamtatom-% des Tantals und des Zinns durch ein Totalatom-% des Titans und der unvermeidbaren Verunreinigungen erhalten ist, 0,17 bis 0,54 ist.
Die vorliegende Erfindung ist auch dadurch gekennzeichnet, dass in der Titanlegierung gemäß dem obigen Mittel eine magnetische Sättigungsflussdichte in einer B-H-Kurve, die durch ein VSM-Verfahren erhalten ist, 5,0 × 10^–4 T (Tesla) oder niedriger ist, wenn eine Intensität eines magnetischen Feldes 4,0 × 10⁵ A/m ist.
Die vorliegende Erfindung ist auch dadurch gekennzeichnet, dass die Titanlegierung gemäß dem obigen Mittel eine elastische Deformationsdehnung von 1,0% oder größer aufweist.
Die vorliegende Erfindung ist auch dadurch gekennzeichnet, dass die Titanlegierung gemäß dem obigen Mittel ein Elastizitätsmodul (Young's Modul) von 25 GPa bis 85 GPa aufweist.
Die vorliegende Erfindung ist auch dadurch gekennzeichnet, dass die Titanlegierung gemäß dem obigen Mittel eine Dehnungsfestigkeit von 600 MPa bis 1600 MPa aufweist.
Die vorliegende Erfindung ist auch dadurch gekennzeichnet, dass in der Titanlegierung gemäß dem obigen Mittel in einem Drei-Punkt-Biegetest, der durchgeführt wird unter Messbedingungen, bei welchen ein Abstand zwischen zwei Trägerbauteilen 20 mm ist und ein Durchmesser d von einem spitzen Ende von jedem der Trägerbauteile und einem Pressbauteil 5 mm ist, wenn das Pressbauteil die Titanlegierung, die in einen Draht mit einem Durchmesser φ von 0,5 mm geformt ist, zu einer Presstiefe von 4 mm bei einer Pressrate von 1 mm/min presst, und dann entlastet wird, eine Wiederherstellungsrate des Drahtes 60% oder höher ist.
Die vorliegende Erfindung ist auch dadurch gekennzeichnet, dass in der Titanlegierung gemäß dem obigen Mittel ein Zellverletzungsgrad, wenn eine durch ICP-Emissionsspektrometrie gemessene Metallionenkonzentration 64 ppm oder weniger ist, weniger als 10% ist.
Die vorliegende Erfindung ist auch dadurch gekennzeichnet, dass die Titanlegierung gemäß dem obigen Mittel für einen medizinischen Führungsdraht, einen medizinischen Belieferungsdraht, einen medizinischen Stent, eine medizinische Klammer, eine Aneurysmaembolisationspirale oder einen Aderfilter, oder einen Dentalreiniger, einen Dentalreamer, eine Dentalfeile oder einen kieferorthopädischen Draht verwendet wird.
Die vorliegende Erfindung ist auch dadurch gekennzeichnet, dass die Titanlegierung gemäß dem obigen Mittel einen maximalen Außendurchmesser von 0,005 mm bis 1 mm aufweist.
Vorteilhafte Effekte der Erfindung
Die Titanlegierung der vorliegenden Erfindung weist exzellente Effekte auf, insofern als dass Charakteristiken erhalten werden können, die für medizinische Vorrichtungsmaterialien, biokompatible Materialien, etc. geeignet sind.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
1 ist ein Ti-Ta Binärsystemphasendiagramm.
2 ist ein Graph, der die Ergebnisse eines Kaltbearbeitbarkeitsevaluationstests an Titanlegierungen (Ti-23Ta-xSn), die Ta in einer Menge von 23 at% enthalten, zeigt.
3 ist ein Graph, der die Lösungsmengen von Ionen, die von Metallpulvern in einem synthetischen Medium gelöst sind, zeigt.
4 ist ein Graph, der die Ergebnisse eines anodischen Polarisationstests an Metalldrähten (SUS316, CoCrMo und TiNi) zeigt.
5 ist ein Graph, der die Ergebnisse des anodischen Polarisationstests an Metalldrähten (TiTaSn) zeigt.
6 ist ein Graph, der die Ergebnisse des anodischen Polarisationstests an Metalldrähten (TiTaSn) zeigt.
7 ist ein Graph, der die Ergebnisse des anodischen Polarisationstests an Metalldrähten (TiTaSn) zeigt.
8 ist ein Graph, der die Ergebnisse des anodischen Polarisationstests an Metalldrähten (TiTaSn) zeigt.
9 ist ein Graph, der die Ergebnisse des anodischen Polarisationstest an Metalldrähten (TiTaSn) zeigt.
10 ist ein Graph, der die Ergebnisse des anodischen Polarisationstest an Metalldrähten (TiTaSn) zeigt.
11 ist ein Graph, der die Ergebnisse des anodischen Polarisationstest an Metalldrähten (TiTaSn) zeigt.
12 ist ein Graph, der die Beziehung zwischen dem Zellschadensgrad und der Konzentration von gelösten Metallen zeigt, erhalten in dem Zytotoxizitätstest an L929 Zellen.
13 ist ein Graph, der die Beziehung zwischen dem Zellbeschädigungsgrad und der Konzentration von Metallionen zeigt, erhalten in dem Zytotoxizitätstest an U937-Makrophagen.
14. ist ein Graph, der eine B-H-Kurve einer TiTaSn-Beispielprobe zeigt.
15 ist ein Graph, der eine B-H-Kurve einer TiNi-Vergleichsbeispielprobe zeigt.
16 ist ein Diagramm, das schematisch das Verfahren eines Drei-Punkt-Biegetests zeigt.
17 ist ein Graph, der die Wiederherstellungsraten von TiTaSn-Beispielproben (finale Wärmebehandlungstemperaturen: 250°C, 350°C, 450°C, 550°C, 650°C und 700°C) zeigt.
18 ist eine Tabelle, die die Typen an Beispielproben zeigt, die einem Dehnungstest unterworfen sind.
19 ist ein Graph, der die Dehnungsfestigkeiten von TiTaSn-Beispielproben von Probe Nr. T3 (finale Wärmebehandlungstemperaturen: 250°C, 350°C, 450°C, 550°C, 650°C, 700°C und 750°C) zeigt.
20 ist ein Graph, der die Elastizitätsmoduli von TiTaSn-Beispielproben von Probe Nr. T3 (finale Wärmebehandlungstemperaturen: 250°C, 350°C, 450°C, 550°C, 650°C, 700°C und 750°C) zeigt.
21 ist ein Graph, der die Ergebnisse des Dehnungstests, durchgeführt an einer TiTaSn-Beispielprobe von Probe Nr. T3 (finale Bearbeitungsrate: 98%, finale Wärmebehandlungstemperatur: 450°C) zeigt, wobei der Dehnungstest durch wiederholtes Anwenden von Spannung-Dehnung durchgeführt wird, bis die Probe bricht.
22 ist eine Tabelle, die die Ergebnisse des Dehnungstests, d. h. die Werte Dehnungsfestigkeit, Elastizitätsmodul und elastische Deformationsdehnung (elastisches Limit), an TiTaSn-Beispielproben von Proben Nr. T1 bis T7 (finale Bearbeitungsrate: 76%) zeigt.
23 ist ein Graph, der die Dehnungsfestigkeiten der TiTaSn-Beispielproben von Proben Nr. T1 bis T7 (finale Wärmebehandlungstemperaturen: 25°C, 250°C, 350°C, 450°C, 550°C, 650°C und 750°C) zeigt.
24 ist ein Graph, der die Elastizitätsmoduli der TiTaSn-Beispielproben von Proben Nr. T1 bis T7 (finale Wärmebehandlungstemperaturen: 25°C, 250°C, 350°C, 450°C, 550°C, 650°C und 750°C) zeigt.
25 ist ein Graph, der die Verlängerungen mit einer Restdehnung von 0,5% (elastische Deformationsdehnung, elastische Limits) der TiTaSn-Beispielproben von Proben Nr. T1 bis T7 (finale Wärmebehandlungstemperaturen: 25°C, 250°C, 350°C, 450°C und 650°C) zeigt.
26 ist ein Graph, der das Verhältnis zwischen (Ta + Sn)/Ti und Dehnungsfestigkeit und das Verhältnis zwischen (Ta + Sn)/Ti und Elastizitätsmodul für die TiTaSn-Beispielproben von Proben Nr. T1 bis T7 (finale Bearbeitungsrate: 76%, keine Wärmebehandlung) zeigt.
27 ist ein Graph, der das Verhältnis zwischen (Ta + Sn)/Ti und elastischer Deformationsdehnung (elastisches Limit) für die TiTaSn-Beispielproben von Proben Nr. T1 bis T7 (finale Bearbeitungsrate: 76%, keine Wärmebehandlung) zeigt.
Beschreibung der Ausführungsform
Eine Titanlegierung gemäß einer Ausführungsform der Erfindung wird als nächstes beschrieben.
<Allgemeine Titanlegierung>
Die Titanlegierung gemäß der vorliegenden Erfindung ist eine Titanlegierung gekennzeichnet durch Umfassen von 15 bis 27 Atom-% (at%) an Tantal (Ta) und 0 bis 8 at% an Zinn (Sn), wobei der Ausgleich Titan (Ti) und unvermeidbare Verunreinigungen ist, wenn die Gesamtmenge der Titanlegierung als 100 at% genommen wird. Keine besondere Beschränkung ist dem Gehalt an Titan (Ti) in dem Ausgleich auferlegt und es ist ausreichend, dass unter den konstituierenden Elementen Titan (Ti) ein Element mit dem größten Atomverhältnis ist.
Titanlegierungen werden allgemein in drei Typen klassifiziert, eine α-Typ Titanlegierung, in welcher die Matrixphase eine α-Phase von hexagonal dichtest gepackten (HCP) Kristallen ist, eine β-Typ Titanlegierung, in welcher die Matrixphase eine β-Phase von kubischraumzentrierten (BCC) Kristallen ist und eine α + β-Typ-Titanlegierung, in welcher die α-Phase von hexagonal dichtest gepackten (HCP) Kristallen und die β-Phase von kubischraumzentrierten (BCC) Kristallen koexistiert. Allerdings ist dem Typ der Titanlegierung gemäß der vorliegenden Erfindung keine besondere Beschränkung auferlegt.
<Tantal (Ta)>
Tantal (Ta) ermöglicht es der Titanlegierung sich einer thermoplastischen martensitischen Transformation zu unterziehen. Ta weist die Funktion des Erniedrigens der Transformationstemperatur von der β-Phase zu der α-Phase, um dadurch die β-Phase bei Raumtemperatur zu stabilisieren, und die Funktion des Erhöhens der Resistenz gegenüber der Gleitverformung (plastischen Verformung) auf.
Wenn die Gesamtmenge der Titanlegierung als 100 Atom-% (at%) genommen wird, ist der Gehalt an Ta bevorzugt 15 bis 27 at%, stärker bevorzugt, 19 bis 25 at%, und am stärksten bevorzugt 22 bis 24 at%.
Die Obergrenze für den Gehalt an Ta wird gemäß dem Schmelzpunkt der Titanlegierung eingestellt. 1 ist ein Ti-Ta Binärsystemphasendiagramm. Wie in der Figur gezeigt, kann der Schmelzpunkt der Titanlegierung ungefähr 2000 K oder höher sein, wenn der Gehalt an Ta 27% übersteigt. In solch einem Fall wird ein spezieller Schmelzofen benötigt und dadurch steigen die Produktionskosten. Zusätzlich könnte das Ta-Rohmaterial nicht vollständig schmelzen. Dies könnte eine Reduktion in der Qualität der Titanlegierung bewirken.
Auch angesichts der Tatsache, dass sich die Stärke der Titanlegierung voraussichtlich verringert, wenn der Gehalt an Ta 27 at% übersteigt, und dass der Preis des Ta-Rohmaterials ungefähr 6 mal höher als der Preis eines Ti-Rohmaterials ist, ist der Gehalt an Ta bevorzugt 27 at% oder weniger. Daher ist der Gehalt an Ta, wenn die Gesamtmenge der Titanlegierung als 100 at% genommen wird, bevorzugt 27 at% oder weniger, stärker bevorzugt 25 at% oder weniger, und am stärksten bevorzugt 24 at% oder weniger.
Die Untergrenze des Gehalts an Ta wird gemäß der oben beschriebenen Funktion des Stabilisierens der β-Phase und der mechanischen Eigenschaften der Titanlegierung als medizinische Vorrichtungsmaterialien, biokompatible Materialien, etc. eingestellt. Insbesondere die Funktion des Stabilisierens der β-Phase verringert sich, wenn sich der Gehalt an Ta verringert. Wenn der Gehalt an Ta niedriger als 15 at% ist, wird es schwierig, die β-Phase bei Raumtemperatur beizubehalten. Daher, wenn der Gehalt an Ta weniger als 15 at% ist, wird es schwierig, die mechanischen Eigenschaften (Elastizitätsmodul, Dehnungsfestigkeit und elastische Deformationsdehnung) zu erhalten, die für medizinische Vorrichtungsmaterialien, biokompatible Materialien, etc. notwendig sind, selbst wenn Zinn (Sn) zugegen ist. Demgemäß ist der Gehalt an Ta, wenn die Gesamtmenge der Titanlegierung als 100 at% genommen wird, bevorzugt 15 at% oder mehr, stärker bevorzugt 19 at% oder mehr, und am stärksten bevorzugt 22 at% oder mehr.
<Zinn (Sn)>
Zinn (Sn) weist die Funktion des Unterdrückens der Ausfällung einer ω-Phase, was eine Erhöhung im Elastizitätsmodul bewirken kann, und des Verbesserns des superelastischen Effekts der Titanlegierung auf.
Der Gehalt an Sn, wenn die Gesamtmenge der Titanlegierung als 100 Atom-% (at%) genommen wird, ist bevorzugt 0 bis 8 at%, und stärker bevorzugt 1 bis 6 at%.
Die Obergrenze des Gehalts an Sn wird gemäß der Bearbeitbarkeit (Kaltbearbeitbarkeit) der Titanlegierung eingestellt. 2 ist ein Graph, der die Ergebnisse eines Kaltbearbeitbarkeitsevaluationstests, durchgeführt an Titanlegierungen (Ti-23Ta-xSn), die Ta in einer Menge von 23 at% enthalten, wenn die Gesamtmenge von jeder Titanlegierung als 100 Atom-% (at%) genommen wird, zeigt. Hier ist „x” der Gehalt (at%) an Sn, wenn die Gesamtmenge der Titanlegierung als 100 at% genommen wird, und zeigt an, dass der Gehalt an Sn verändert wurde. In diesem Evaluationstest wurde eine Vielzahl an Teststücken (Dicke: 1 mm, keine Wärmebehandlung) mit unterschiedlichen Gehältern x an Sn, d. h. 0 at%, 1,5 at%, 3 at%, 6 at% und 9 at%, wenn die Gesamtmenge der Titanlegierung als 100 at% genommen wird, hergestellt. Jedes der Teststücke wurde kaltgewalzt (Bearbeitungsrate: 86%) zu einer Dicke von 0,1 mm, und die Anzahl von Rissen mit einer Länge von 1 mm oder länger in jedem der kaltgewalzten Teststücke wurde gezählt. Die Anzahl an Rissen wurde innerhalb des Bereichs von 140 mm in der Walzrichtung jedes Teststücks gezählt.
Wie in 2 gezeigt, zeigen die Ergebnisse des Evaluationstests, dass das Auftreten von Rissen gleich zu oder größer als 1 mm sich abrupt erhöht, d. h. die Bearbeitbarkeit sich abrupt verschlechtert, wenn der Gehalt an Sn 9 at% ist. Ein ähnlicher Trend wurde bei unterschiedlichen Ta-Gehältern bestätigt. Daher ist der Gehalt an Sn, wenn die Gesamtmenge der Titanlegierung als 100 at% genommen wird, bevorzugt 8 at% oder weniger und stärker bevorzugt 6 at% oder weniger, um gute Bearbeitbarkeit zu erhalten.
Keine besondere Beschränkung ist der Untergrenze des Gehalts an Sn auferlegt. Insbesondere wenn der Gehalt an Ta 15 at% oder mehr ist, kann eine Titanlegierung erhalten werden, die mechanische Eigenschaften (Elastizitätsmodul, Dehnungsfestigkeit und elastische Deformationsdehnung) aufweist, die für medizinische Vorrichtungsmaterialien, biokompatible Materialien, etc. benötigt werden, selbst wenn Sn nicht zugegen ist. Allerdings ist es bevorzugt Sn zuzugeben, um die mechanischen Eigenschaften weiter zu verbessern. Um die oben beschriebene ω-Phasenunterdrückungsfunktion auszuführen, ist der Gehalt an Sn, wenn die Gesamtmenge der Titanlegierung als 100 at% genommen wird, bevorzugt 1 at% oder mehr.
Obwohl die Details später beschrieben werden, ist die Titanlegierung gemäß der vorliegenden Erfindung eine Legierung, in welcher die Lösungsmengen an Metallionen von konstituierenden Elementen, Ti, Ta und Sn, sehr gering sind, welche eine hohe Korrosionsbeständigkeit, niedrige Zytotoxizität und hohe Biokompatibilität aufweist, welche ein nicht-magnetisches Material ist, von dem es unwahrscheinlich ist, dass es durch ein externes magnetisches Feld magnetisiert wird und von dem es sehr unwahrscheinlich ist, dass es medizinische Vorrichtungen (wie etwa MRI) nachteilhaft beeinflusst, die frei von Magnetismus sein sollten, und welche eine hohe Elastizität, geeignete Härte und hohe Bearbeitbarkeit aufweist. Insbesondere ist die Titanlegierung gemäß der vorliegenden Erfindung eine Titanlegierung mit niedrigerer Zytotoxizität, höheren magnetischen Eigenschaften, höherer Korrosionsbeständigkeit, höherer mechanischer Eigenschaften und höherer Bearbeitbarkeit als denen der gewöhnlichen Titanlegierungen. Daher ist die Titanlegierung für medizinische Werkzeuge, wie medizinische Führungsdrähte, medizinische Belieferungsdrähte, medizinische Stents, medizinische Klammern, Aneurysmaembolisationsspiralen oder Aderfilter, oder Dentalreiniger, Dentalreamer, Dentalfeilen oder kieferorthopädische Drähte geeignet, und ist insbesondere zum Bilden eines dünnen medizinischen Werkzeugs mit einem maximalen Außendurchmesser von ungefähr 0,005 mm bis ungefähr 1 mm bevorzugt.
Natürlich ist die Titanlegierung gemäß der vorliegenden Erfindung nicht auf die obige Ausführungsform beschränkt und verschiedene Modifikationen sind möglich ohne von dem Bereich der vorliegenden Erfindung abzuweichen. Zum Beispiel kann jedes bekannte Methode verwendet werden, um, unter Verwendung der Titanlegierung gemäß der vorliegenden Erfindung, medizinische Führungsdrähte, medizinische Lieferungsdrähte, medizinische Stents, medizinische Klammern, Aneurysmaembolisationsspiralen oder Aderfilter, oder Dentalreiniger, Dentalreamer, Dentalfeilen oder kieferorthopädische Drähte, etc. zu bilden. Beispiele für solch ein Verfahren beinhalten Drahtziehen, Ziehen, Abgießen, Schmieden und Pressbearbeiten.
[Beispiel 1]
Beispiele der Titanlegierung gemäß der vorliegenden Erfindung werden als nächstes im Detail beschrieben.
<Zytotoxizitätstest>
1. Lösungstest für konstituierende Elemente von Legierungen unter Verwendung von Metallpulvern

(1) 25 ml eines RPMI-1640 (Roswell Park Memorial Institute) synthetischen Mediums (hiernach einfach bezeichnet als „synthetisches Medium”), das in einem Autoklaven sterilisiert wurde, wurde in einem aus Polypropylen gemachten Zentrifugenrohr hergestellt. Dann wurden 2 g eines metallischen Pulvers in das synthetische Medium eingetaucht, und ein Lösen wurde in einem thermostatischen Schüttelbad bei 37°C für 10 Tage ausgeführt. Acht Typen von Metallmaterialien, d. h. Fe, Ni, Cr, Co, Ti, Ta, Sn und Al wurden hergestellt.
(2) Jede Lösung (1) wurde durch einen Filter mit einer Porengröße von 0,2 μm gefiltert, um das Metallpulver in dem synthetischen Medium zu entfernen.
(3) 1 ml des synthetischen Mediums in (2) wurde in einem Testrohr gesammelt und einer Pyrolyse mit konzentrierter Salpetersäure unterworfen, und die Konzentration an gelösten Metallionen wurde durch ICP-Analyse gemessen.

2. Anodischer Polarisationstest

(4) 500 ml an Phosphat-gepufferten Saline (PBS) wurde als eine Simulationskörperflüssigkeit verwendet.
(5) Ein anodischer Polarisationstest wurde unter Verwendung eines Potentiostats (hergestellt von Solartron) an Metalldrähten ausgeführt, d. h. TiTaSn-Drähte (Ta: 15, 19 und 23 at%, Sn: 0, 3 und 6 at%, Ti + unvermeidbare Verunreinigungen: Ausgleich), ein SUS316-Draht (JIS Standard G 4305), ein CoCrMo-Draht (Cr: 29 at%, Mo: 6 at%, Co + unvermeidbare Verunreinigungen: Ausgleich) und ein TiNi-Draht (Ti: 49,5 at%, Ni + unvermeidbare Verunreinigungen: Ausgleich).
(6) Jeder Draht wurde als eine Arbeitselektrode verwendet, ein Pt-Draht wurde als eine Gegenelektrode verwendet und Hg/HgCl wurde als eine Referenzelektrode verwendet.
(7) Spannung von –1 V bis +2 V (vs SCE) wurde an die Arbeitselektrode bei einer Sweep-Rate von 0,33 mV/s angelegt und der Strom (Stromdichte), der zu der Gegenelektrode fließt, wurde gemessen.

3. Zytotoxizitätstest unter Verwendung von Metallkorrosionslösungen

(8) Mausfibroblastzellen L929 und menschliche Thymus-abgeleitete Makrophagenvorläuferzellen U937 wurden für den Zytotoxizitätstest verwendet.
(9) L-Glutamin, 7 Gew.-% Natriumbikarbonat und 10 Vol-% FBS (Fetal Bovine Serum) wurden zu einem Eagle's MEM synthetischen Medium hinzugegeben, um eine Kulturlösung für die L929 herzustellen. Diese wurden zu einem RPMI-1640 synthetischen Medium zugegeben, um eine Kulturlösung für die U937 herzustellen.
(10) Die U937 wurden für den Test nach der Differenzierung zu Makrophagen verwendet. Daher wurde 0,32 μL/ml an PMA (Phorbol 12-Myristat 13-Acetat) zu der Kulturlösung in dem obigen (9) zur Differenzierung zugegeben.
(11) Ein Draht von TiTaSn (Ta: 23 at%, Sn: 3 at%, Ti + unvermeidbare Verunreinigungen: Ausgleich) wurde einer anodischen elektrischen Auflösung in 100 mL eines synthetischen Mediums unter Verwendung eines Potentiostaten unterzogen, um eine Korrosionslösung herzustellen. Dann wurden korrodiertes Metall Konzentrations-kontrollierte Kulturlösungen (hiernach bezeichnet als Testlösungen) von 64 ppm, 32 ppm, 16 ppm, 8 ppm, 4 ppm, 2 ppm, 1 ppm, und 0 ppm hergestellt.
(12) Die gleiche Prozedur wie in (11) wurde unter Verwendung von SUS316, CoCrMo und TiNi als Kontrollen zum Herstellen von Testlösungen wiederholt.
(13) Die menschlichen Thymus-abgeleiteten U937-Makrophagenvorläuferzellen wurden mit der Kulturlösung in (10) bei einer Zelldichte von 1 × 10⁵ Zellen/ml gemischt und 200 μl der Mischung wurden zu einer 96-Well Mikroplatte zugegeben und in einem 37°C Inkubator bei 5% CO₂ und einer Feuchtigkeit von 100% für 24 Stunden kultiviert, um die U937 zu Makrophagen zu differenzieren.
(14) Die Kulturlösung wurde mit den Testlösungen ersetzt und die Kultur wurde weiter in dem Inkubator in (13) für 24 Stunden behalten.
(15) Die Mikroplatte wurde bei 1.800 rpm für 10 Minuten zentrifugiert und 100 μl des Überstandes von jeder der Kulturlösungen in den Wells wurde gesammelt.
(16) Die Konzentration an Laktatdehydrogenase, die in jedem Well in (15) freigesetzt wurde, wurde unter Verwendung eines LDH CDK (Zytotoxizitäts-Detektions-Kits) (hergestellt durch Takara Bio Inc.) gemessen, und der Gehalt an LDH wurde unter Verwendung eines ELISA Plattenlesers quantifiziert.

3 zeigt die Lösungsmengen von Ionen, die von den Metallpulvern in dem synthetischen Medium gelöst sind, und 4 bis 11 zeigen die Ergebnisse der anodischen Polarisationstests an den Metalldrähten. 5 zeigt die Ergebnisse des anodischen Polarisationstests an TiTaSn-Proben (Ta: 23 at%, Sn: 3 at%, Ti + unvermeidbare Verunreinigungen: Ausgleich). In 5 stellt TiTaSn2 eine Probe dar, die bei einer Temperatur von 450°C wärmebehandelt wurde, TiTaSn3 stellt eine Probe dar, die bei einer Temperatur von 650°C wärmebehandelt wurde, und TiTaSn4 stellt eine Probe dar, die bei einer Temperatur von 750°C wärmebehandelt wurde. 6 bis 11 zeigen die Ergebnisse des anodischen Polarisationstests an TiTaSn-Proben (Ta: 15, 19 und 23 at%, Sn: 0, 3 und 6 at%, Ti + unvermeidbare Verunreinigungen: Ausgleich). 6 bis 8 zeigen die Ergebnisse von Tests an Proben ohne Wärmebehandlung und 9 bis 11 zeigen die Ergebnisse von dem Test an Proben, die einer Wärmebehandlung bei 1000°C für 24 Stunden unterzogen wurden. 15Ta-0Sn stellt zum Beispiel in 6 bis 11 TiTaSn dar (Ta: 15 at%, Sn: 0 at%, Ti + unvermeidbare Verunreinigungen: Ausgleich) und 19TA-3Sn stellt zum Beispiel TiTaSn dar (Ta: 19 at%, Sn: 3 at%, Ti + unvermeidbare Verunreinigungen: Ausgleich).
Wie aus den in 3 gezeigten Ergebnissen des Lösungstests ersichtlich, wurde bestätigt, dass die Lösungsmengen von Metallionen der konstituierenden Elemente, Ti, Ta und Sn, in dem synthetischen Medium, das als die Simulationskörperflüssigkeit verwendet wurde, viel geringer als die Lösungsmengen von Metallionen der konstituierenden Elemente von SUS316, TiNi und CoCrMo sind. Wie aus den in 4 bis 11 gezeigten Ergebnissen des anodischen Polarisationstests ersichtlich, wurde bestätigt, dass die Korrosionsbeständigkeit von TiTaSn höher als die von existierenden medizinischen Biomaterialien war. Insbesondere wurde bestätigt, das TiTaSn (Ta: 15, 19 oder 23 at%, Sn: 0, 3 oder 6 at%, Ti + unvermeidbare Verunreinigungen: Ausgleich) Merkmale aufwies, wonach ein abrupter Anstieg in der Stromdichte bei 1 V oder niedriger, der in SUS316, TiNi und CoCrMo auftritt, nicht auftrat, dass ein gradueller Anstieg in der Stromdichte bis zumindest ungefähr 2 V beibehalten wurde, dass ein Passivierungsbereich breiter als der der oben genannten Materialien war, und dass Lochfraßkorrosion weniger wahrscheinlich auftrat.
12 und 13 zeigen die Beziehung zwischen dem Zellbeschädigungsgrad (Zellschadensgrad) und der Konzentration einer Metallkorrosionslösung für die L929-Zellen und U937-Makrophagen in der Metallkorrosionslösung. Die Konzentrationen an Metallionen (Konzentrationen an gelösten Metallen) in den Metallkorrosionslösungen waren Werte, die durch ICP-Emissionsspektrometrie gemessen wurden. Der Zellbeschädigungsgrad ist ein Index, der die Stärke an Zytotoxizität indiziert und durch die folgende Formel definiert ist. Zellbeschädigungsgrad (%) = (experimenteller Wert – niedrige Kontrolle)/(hohe Kontrolle – niedrige Kontrolle) × 100
Hierbei ist die hohe Kontrolle die Konzentration von LDH, das in die Kulturlösung freigesetzt wird, wenn alle Zellen mit Triton-X gebrochen werden, und ist die niedrige Kontrolle die Konzentration von LDH, das von unbehandelten Zellen freigesetzt wird. Der experimentelle Wert ist die Konzentration von LDH, das von Zellen freigesetzt wird, wenn korrodierte Metalle bei einer vorherbestimmten Konzentration zugegeben werden.
Wie aus den in 12 gezeigten Ergebnissen der Zytotoxizitätstests ersichtlich, wurde bestätigt, dass es eine Tendenz gibt, dass der Zellbeschädigungsgrad für die L929-Zellen durch die TiTaSn-Beispielprobe (Ta: 23 at%, Sn: 3 at%, Ti + unvermeidbare Verunreinigungen: Ausgleich). generell niedriger ist als solche durch SUS316, TiNi und CoCrMo. Insbesondere wurde bestätigt, dass der Zellbeschädigungsgrad für die L929-Zellen durch die TiTaSn-Beispielprobe weniger als 10% ist, wenn die Metallionenkonzentration, gemessen durch ICP-Emissionsspektrometrie, 16 ppm oder weniger war, weniger als 20% ist, wenn die Metallionenkonzentration 32 ppm oder weniger war, und weniger als 22% ist, wenn die Metallionenkonzentration 64 ppm oder weniger war. Die Rate des Anstiegs in dem Zellbeschädigungsgrad für die L929-Zellen durch die TiTaSn-Beispielprobe neigte dazu, hoch zu sein (d. h. der Gradient in dem Graphen neigt dazu sich zu erhöhen), wenn die Metallionenkonzentration 16 ppm oder höher war. Allerdings war die Rate des Anstiegs geringer als solche durch SUS316, TiNi, und CoCrMo. Insbesondere wurde bestätigt, dass die TiTaSn-Beispielprobe eine niedrigere Toxizität (niedrigere Zytotoxizität) als SUS316, TiNi und CoCrMo selbst bei einer Metallkonzentration von 64 ppm oder höher aufweist, was eine sehr hohe Konzentration für einen lebenden Körper ist, und daher eine höhere Biokompatibilität aufweist.
Die Rate des Anstiegs in dem Zellbeschädigungsgrad für die L929-Zellen durch SUS316 war (27 – 6)/(64 – 16) ≅ 0,44, wenn die Metallionenkonzentration 16 ppm bis 64 ppm war, und die Rate des Anstiegs in dem Zellbeschädigungsgrad für die L929-Zellen durch TiNi war (40 – 10)/(64 – 16) ≅ 0,63, wenn die Metallionenkonzentration 16 bis 64 ppm war. Die Rate des Anstiegs in dem Grad von Zellbeschädigung für die L929-Zellen durch CoCrMo war (57,5 – 27,5)/(64 – 16) ≅ 0,63, wenn die Metallionenkonzentration 16 ppm bis 64 ppm war. Allerdings war die Rate des Anstiegs in dem Zellbeschädigungsgrad für die L929-Zellen durch die TiTaSn-Beispielprobe (21 – 5)/(64 – 16) ≅ 0,33, wenn die Metallionenkonzentration 16 ppm bis 64 ppm war. Insbesondere wurde bestätigt, dass die Rate des Anstiegs in dem Zellbeschädigungsgrad für die L929-Zellen durch die TiTaSn-Beispielprobe geringer war als die Rate des Anstiegs für SUS316, d. h. 0,44, wenn die Metallionenkonzentration 16 ppm oder höher war.
Wie aus den in 13 gezeigten Ergebnissen des Zytotoxizitätstests ersichtlich, wurde bestätigt, dass es eine Tendenz gibt, dass der Zellbeschädigungsgrad für die U937-Makrophagen durch die TiTaSn-Beispielprobe (Ta: 23 at%, Sn: 3 at%, Ti + unvermeidbare Verunreinigungen: Ausgleich) generell niedriger ist als solche durch SUS316, TiNi und CoCrMo. Insbesondere variierte der Zellbeschädigungsgrad für die U937-Makrophagen durch die TiTaSn-Beispielprobe innerhalb des Bereichs von ungefähr ±2%, wenn die Metallionenkonzentration 1 ppm bis 64 ppm war, und keine Tendenz des Anstiegs wurde bestätigt. Daher wurde bestätigt, wie auch von diesen Testergebnissen ersichtlich, dass die TiTaSn-Beispielprobe eine niedrigere Toxizität als SUS316, TiNi und CoCrMo selbst bei einer Metallkonzentration von 64 ppm oder höher aufweist, was eine sehr hohe Konzentration für einen lebenden Körper ist, und daher eine höhere Biokompatibiliät aufweist.
Übrigens gibt es eine Tendenz, dass sich der Zellbeschädigungsgrad für die U937-Makrophagen durch SUS316 erhöht, wenn die Metallionenkonzentration 16 ppm oder höher war, und wurde 10% oder höher, wenn die Metallionenkonzentration 32 ppm oder höher war. Der Zellbeschädigungsgrad für die U937-Makrophagen durch TiNi tendierte dazu, sich zu erhöhen, wenn die Metallionenkonzentration 8 ppm oder höher war, und wurde 20% oder höher, wenn die Metallionenkonzentration 16 ppm oder höher war. Der Zellbeschädigungsgrad für die U937-Makrophagen durch CoCrMo tendierte dazu sich zu erhöhen, wenn die Metallionenkonzentration 2 ppm oder höher war und wurde 10% oder höher, wenn die Metallionenkonzentration 4 ppm oder höher war. Allerdings war der Zellbeschädigungsgrad für die U937-Makrophagen durch die TiTaSn-Beispielprobe weniger als 2% über den gesamten Bereich, in welchem die Metallionenkonzentration 64 ppm oder niedriger war. Insbesondere wurde bestätigt, dass der Zellbeschädigungsgrad für die U937-Makrophagen durch die TiTaSn-Beispielprobe ausreichend zu weniger als 10% beibehalten werden kann, wenn die Metallionenkonzentration, gemessen durch ICP-Emissionsspektrometrie, 64 ppm oder weniger ist, und dass die TiTaSn-Beispielprobe eine niedrigere Toxizität als SUS316 aufweist, das eine relativ niedrigere Toxizität aufweist, aber bewirkt, dass der Zellbeschädigungsgrad für die U937-Makrophagen 10% oder höher ist, wenn die Metallionenkonzentration 32 ppm oder höher ist, und weist daher höhere Biokompatibilität auf.
<Magnetischer Eigenschaftstest>
Ein magnetischer Eigenschaftstest wurde durchgeführt, um die magnetischen Eigenschaften der Titanlegierung gemäß der vorliegenden Erfindung zu evaluieren. In dem magnetischen Eigenschaftstest wurde ein Legierungsmaterial von TiTaSn (Ta: 23 at%, Sn: 3 at%, Ti + unvermeidbare Verunreinigungen: Ausgleich) als eine Beispielprobe verwendet, und ein Legierungsmaterial von TiNi (Ni: 54,94 at%, Ti + unvermeidbare Verunreinigungen: Ausgleich) wurde als eine Vergleichsbeispielprobe verwendet. Jede der verwendeten Beispielprobe und Vergleichsbeispielprobe war eine kreisförmige Stangenprobe mit einem Durchmesser φ von 0,5 mm und einer Länge von 7 mm, und jede Probe wurde zu einer Vibrationsstange von einem VSM (Vibrating Sample Magnetometer) abgesichert, um die magnetischen Eigenschaften zu messen.
14 zeigt die B-H-Kurve der TiTaSn-Beispielprobe und 15 zeigt die B-H Kurve der TiNi-Vergleichsbeispielprobe. Die vertikale Achse B in jeder Figur stellt eine magnetische Flussdichte (T: Tesla) dar und die horizontale Achse H stellt die Intensität eines magnetischen Feldes (A/m) dar. Wie aus den Ergebnissen des magnetischen Eigenschaftstests ersichtlich, war die magnetische Sättigungsflussdichte der TiTaSn-Beispielprobe 5,0 × 10^–4 T (Tesla) oder niedriger, wenn die Intensität eines externen magnetischen Feldes 4,0 × 10⁵ A/m war. Daher wurde bestätigt, dass die TiTaSn-Beispielprobe ein nicht-magnetisches Material war, das durch das externe magnetische Feld weniger wahrscheinlich magnetisiert wird als die TiNi-Vergleichsbeispielprobenlegierung, die eine magnetische Sättigungsflussdichte von mehr als 1,0 × 10^–3 T (Tesla) aufweist.
Eine große Anzahl an medizinischen Vorrichtungen, wie etwa MRI, die Magnetismus verwenden, ist in medizinischen Institutionen gegenwärtig, und in einigen Fällen wird eine Untersuchung an einem Patienten in einer Umgebung eines starken magnetischen Feldes durchgeführt. Allerdings ist die TiTaSn-Legierung gemäß der vorliegenden Erfindung ein nicht-magnetisches Material, für das es unwahrscheinlich ist, dass es durch das externe magnetische Feld magnetisiert wird, und es ist daher sehr unwahrscheinlich, dass es die medizinischen Vorrichtungen nachteilig beeinträchtigt, die frei von Magnetismus sein sollten. Daher ist die TiTaSn-Legierung ein Material, das insbesondere für magnetische Führungsdrähte, medizinische Belieferungsdrähte, medizinische Stents, medizinische Klammern, Aneurysmaembolisationsspiralen und Aderfilter, oder Dentalreiniger, Dentalreamer, Dentalfeilen oder kieferorthopädische Drähte bevorzugt ist, die in medizinischen Institutionen verwendet werden.
<Drei-Punkt-Biegetest>
Um die mechanischen Eigenschaften der Titanlegierung gemäß der vorliegenden Erfindung zu evaluieren, wurde ein Drei-Punkt-Biegetest durchgeführt. In dem Drei-Punkt-Biegetest wurde ein Legierungsmaterial von TiTaSn (Ta: 23 at%, Sn: 3 at%, Ti + unvermeidbare Verunreinigungen: Ausgleich) als eine Beispielprobe verwendet und ein Legierungsmaterial von TiNi (Ni: 54,94 at%, Ti + unvermeidbare Verunreinigungen: Ausgleich) wurde als eine Vergleichsbeispielprobe verwendet. Jede der verwendeten Beispielprobe und Vergleichsbeispielprobe war eine kreisförmige Stangenprobe mit einem Durchmesser φ von 0,5 mm und der Drei-Punkt-Biegetest wurde an diesen Proben durch das in 16 gezeigte Verfahren ausgeführt, um die Wiederherstellungsrate zu messen. Die Messbedingungen waren wie folgt. Der Abstand zwischen den zwei Stützbauteilen war 20 mm, der Durchmesser des spitzen Endes von jeder der zwei Trägerbauteile und einem Pressbauteil war 5 mm (spitzes Ende R: 2,5 mm) und die Pressrate war 1 mm/min.
Das Verfahren des Drei-Punkt-Biegetests ist wie folgt.

(1) Als erstes wurde das Pressbauteil 0,5 mm gegen eine Probe von einer initialen Position (die Position, bei welcher das spitze Ende des Pressbauteils in Kontakt mit der Probe war) gepresst, und wurde dann zurückgeführt, bis die Last 0 wurde. Dann wurde die Menge an Deformation (mm) an diesem Punkt gemessen.
(2) Als nächstes wurde das Pressbauteil 1 mm gegen die Probe von der initialen Position gepresst und es wurde entlastet. Dann wurde die Menge an Deformation der Probe gemessen.
(3) Dann wurde die Presstiefe des Pressbauteils um 0,5 mm erhöht und die Menge an Deformation der Probe wurde gemessen. Die Messung wurde wiederholt, bis die Presstiefe 4 mm erreicht hat.
(4) Schließlich wurde die Wiederherstellungsrate (%) relativ zu der Presstiefe unter Verwendung der in (1) bis (3) gemessenen Deformationsmengen berechnet.

17 zeigt die Wiederherstellungsraten der TiTaSn-Beispielproben (finale Wärmebehandlungstemperaturen: 250°C, 350°C, 450°C, 550°C, 650°C und 700°C) und die Wiederherstellungsrate der TiNi-Vergleichsbeispielprobe (finale Wärmebehandlungstemperatur: 350°C). Unter den zwei Balken für jede finale Wärmebehandlungstemperatur in 17 stellt der linke Balken eine Probe mit einer finalen Bearbeitungsrate von 30% dar und der rechte Balken stellt eine Probe mit einer finalen Bearbeitungsrate von 98% dar (das Gleiche gilt für 19 und 20). Wie aus den in dieser Figur gezeigten Ergebnissen des Drei-Punkt-Biegetest ersichtlich, wurde bestätigt, dass die Wiederherstellungsrate für jede TiTaSn-Beispielprobe 60% oder höher war, nachdem das Pressbauteil zu einer Presstiefe von 4 mm bei einer Pressrate von 1 mm/Min gepresst wurde und dann entlastet wurde. Es wurde auch bestätigt, dass die Wiederherstellungsrate (ungefähr 90%) der TiTaSn-Beispielprobe mit einer finalen Wärmebehandlungstemperatur von 350°C und einer finalen Bearbeitungsrate von 30% größer war als die Wiederherstellungsrate (ungefähr 70%) der TiNi-Vergleichsbeispielprobe mit einer finalen Wärmebehandlungstemperatur von 350°C und einer finalen Bearbeitungsrate von 30%.
<Dehnungstest>
Ein Dehnungstest wurde durchgeführt, um die mechanischen Eigenschaften der Titanlegierung gemäß der vorliegenden Erfindung zu evaluieren. 18 ist eine Tabelle, die die Arten von Beispielproben zeigt, die dem Dehnungstest unterworfen wurden. Wie in der Figur gezeigt, wurden in dem Dehnungstest sieben Typen von TiTaSn-Legierungsmaterialien von Proben Nr. T1 bis T7 mit unterschiedlichen Gehältern (at%) an Ta und Sn als die Beispielproben verwendet. Die verwendeten Beispielproben waren kreisförmige Drahtproben mit einem Durchmesser φ von 0,5 mm, und der Dehnungstest wurde auf diese Proben unter Verwendung eines Dehnungstestgeräts ausgeführt. Die Messbedingungen waren wie folgt: die Messlänge: 50 mm, die Dehnungsrate: 1 mm/min. Um das Elastizitätsmodul (Young's Modul) zu bestimmen, wurde während des Dehnungstests in dem Dehnungstestgerät gemäß JIS H 7103 (2002) eine Spannungs-Dehnungskurve gemessen, und das Elastizitätsmodul wurde bestimmt von dem Gradienten der Spannungsanstiegslinie bei Spannung gleich zu oder niedriger als einem Zielpunkt. Spannung-Dehnung wurde wiederholt auf jede Beispielprobe angewandt, um die Beispielprobe zu brechen und die Verlängerung der Beispielprobe mit einer Restdehnung von 0,5% (elastische Deformationsdehnung, elastische Grenze) wurde gemessen.
19 zeigt die Dehnungsfestigkeiten von TiTaSn-Beispielproben von Probe Nr. T3 (finale Wärmebehandlungstemperaturen: 250°C, 350°C, 450°C, 550°C, 650°C, 700°C und 750°C). Wie aus den Ergebnissen des Dehnungstests ersichtlich, wurde bestätigt, dass die Dehnungsfestigkeiten der TiTaSn-Beispielproben von Probe Nr. T3 innerhalb des Bereichs von 600 MPa bis 1600 MPa waren.
20 zeigt die Elastizitätsmoduli der TiTaSn-Beispielproben von Probe Nr. T3 (finale Wärmebehandlungstemperaturen: 250°C, 350°C, 450°C, 550°C, 650°C, 700°C und 750°C). Wie aus den Ergebnissen des Dehnungstests ersichtlich, wurde bestätigt, dass die Elastizitätsmoduli der TiTaSn-Beispielproben von Probe Nr. T3 innerhalb des Bereichs von 30 GPa bis 85 GPa waren.
21 zeigt die Ergebnisse des Dehnungstests, in welchem Spannung-Dehnung wiederholt auf eine TiTaSn-Beispielprobe von Probe Nr. T3 (finale Bearbeitungsrate: 98%, finale Wärmebehandlungstemperatur: 450°C) angewandt wurde, um die Probe zu brechen. Wie aus den Ergebnissen des Dehnungstests ersichtlich, wurde bestätigt, dass die Verlängerung mit einer Restdehnung von 0,5% ungefähr 3,4 bis 3,7% war. Ähnliche Dehnungstests wurden durchgeführt und die Ergebnisse wurden wie folgt bestätigt. Die Verlängerung von einer TiTaSn-Beispielprobe von Probe Nr. T3 (finale Bearbeitungsrate: 98%, keine finale Wärmebehandlung) mit einer Restdehnung von 0,5% war ungefähr 3,2 bis ungefähr 3,6%. Die Verlängerung von einer TiTaSn-Beispielprobe von Probe Nr. T3 (finale Bearbeitungsrate: 98%, finale Wärmebehandlungstemperatur: 250°C) mit einer Restdehnung von 0,5% war ungefähr 3,4 bis ungefähr 3,6%. Die Verlängerung einer TiTaSn-Beispielprobe von Probe Nr. T3 (finale Bearbeitungsrate: 98%, finale Wärmebehandlungstemperatur: 650°C) mit einer Restdehnung von 0,5% war ungefähr 2,1 bis ungefähr 2,6%.
22 ist eine Tabelle, die die Ergebnisse des Dehnungstests zeigt, d. h. die Werte von Dehnungsfestigkeit, Elastizitätsmodul und elastischer Deformationsdehnung (elastisches Limit), die auf TiTaSn-Beispielproben von Proben Nr. T1 bis T7 (finale Bearbeitungsrate: 76%) ausgeführt wurden. In der Figur bedeutet eine Wärmebehandlungstemperatur von 25°C keine Wärmebehandlung (das gilt analog im Folgenden). Die elastische Deformationsdehnung (elastisches Limit) wurde nicht gemessen für die Proben, die bei Temperaturen von 350°C, 550°C, und 750°C wärmebehandelt wurden. 23 bis 25 sind Graphen, die zu der Tabelle in 22 korrespondieren.
23 zeigt einen Graphen (Scatter-Diagramm) für die Dehnungsfestigkeiten der TiTaSn-Beispielproben von Proben Nr. T1 bis T7 (finale Wärmebehandlungstemperaturen: 25°C, 250°C, 350°C, 450°C, 550°C, 650°C und 750°C). Wie aus den Ergebnissen des Spannungstests ersichtlich, wurde bestätigt, dass die Dehnungsfestigkeit von jeder der TiTaSn-Beispielproben von Proben Nr. T1 bis T7 innerhalb des Bereichs von 600 MPa bis 1600 MPa fielen. Es wurde auch bestätigt, dass es eine Tendenz gibt, dass die Werte der Dehnungsfestigkeit von jeder der TiTaSn-Beispielproben von Proben Nr. T1 bis T7 höher werden, wenn die finale Wärmebehandlungstemperatur ungefähr 400 bis ungefähr 500°C war.
24 zeigt einen Graphen (Scatter-Diagramm) der Elastizitätsmoduli der TiTaSn-Beispielproben von Proben Nr. T1 bis T7 (finale Wärmebehandlungstemperaturen: 25°C, 250°C, 350°C, 450°C, 550°C, 650°C und 750°C). Wie aus den Ergebnissen des Dehnungstests ersichtlich, wurde bestätigt, dass das Elastizitätsmodul von jeder der TiTaSn-Beispielproben von Proben Nr. T1 bis T7 innerhalb des Bereichs von 25 GPa bis 85 GPa fiel. Es wurde auch bestätigt, dass es eine Tendenz gibt, dass der Wert des Elastizitätsmoduls für jede der TiTaSn-Beispielproben von Proben Nr. T1 bis T7 höher wird, wenn die finale Wärmebehandlungstemperatur ungefähr 600 bis ungefähr 700°C war.
25 zeigt einen Graphen (Scatter-Diagramm) der Verlängerungen (elastische Deformationsdehnungen, elastische Limits) der TiTaSn-Beispielproben von Proben Nr. T1 bis T7 (finale Wärmebehandlungstemperaturen: 25°C, 250°C, 350°C, 450°C und 650°C) mit einer Restdehnung von 0,5%. Wie aus den Ergebnissen des Biegetests ersichtlich, wurde bestätigt, dass die elastische Deformationsdehnung (elastisches Limit) von jeder der TiTaSn-Beispielproben von Proben Nr. T1 bis T7 innerhalb des Bereichs von ungefähr 1 bis ungefähr 4% fiel, wenn die finale Wärmebehandlungstemperatur 650°C oder niedriger war. Es wurde auch bestätigt, dass es eine Tendenz gibt, dass der Wert der elastischen Deformationsdehnung (elastisches Limit) von jeder der TiTaSn-Beispielproben von Proben Nr. T1 bis T7 höher wird, wenn die finale Wärmebehandlungstemperatur ungefähr 200 bis ungefähr 500°C war.
Überdies wurde auf der Basis der Ergebnisse der Dehnungstests, die an den TiTaSn-Beispielproben von Proben Nr. T1 bis T7, gezeigt in 22, ausgeführt wurden, die Beziehung zwischen Dehnungsfestigkeit und (Ta + Sn)/Ti untersucht. Zusätzlich wurde die Beziehung zwischen dem Elastizitätsmodul und (Ta + Sn)/Ti und die Beziehung zwischen der elastischen Deformationsdehnung (elastisches Limit) und (Ta + Sn)/Ti untersucht. Hierbei ist (Ta + Sn)/Ti das Verhältnis des Gesamtgehalts (at%) an Ta und Sn zu dem Gehalt (at%) der anderen Bestandteile, Ti + unvermeidbare Verunreinigungen, d. h. ein Wert, der durch Teilen des Gesamtatom-% an Ta und Sn durch das Gesamtatom-% an Ti + unvermeidbaren Verunreinigungen erhalten ist. In den TiTaSn-Beispielproben von Probe Nr. T1 ist (Ta + Sn)/Ti = (19 + 4,5)/(100 – 19 – 4,5) ≅ 0,31. Ähnliche Berechnungen zeigen das Folgende. In den TiTaSn-Beispielproben von Probe Nr. T2 ist (Ta + Sn)/Ti ≅ 0,32. In den TiTaSn-Beispielproben von Probe Nr. T3 ist (Ta + Sn)/Ti ≅ 0,35. In den TiTaSn-Beispielproben von Probe Nr. T4 ist (Ta + Sn)/Ti ≅ 0,38. In den TiTaSn-Beispielproben von Probe Nr. T5 ist (Ta + Sn)/Ti ≅ 0,40. In den TiTaSn-Beispielproben von Probe Nr. T6 ist (Ta + Sn)/Ti ≅ 0,43. In den TiTaSn-Beispielproben von Probe Nr. T7 ist (Ta + Sn)/Ti ≅ 0,46.
26 zeigt die Beziehung zwischen (Ta + Sn)/Ti und der Dehnungsfestigkeit, und das Verhältnis zwischen (Ta + Sn)/Ti und dem Elastizitätsmodul für TiTaSn-Beispielproben von Proben Nr. T1 bis T7 (finale Bearbeitungsrate: 76%, keine Wärmebehandlung). 27 zeigt die Beziehung zwischen (Ta + Sn)/Ti und der elastischen Deformationsdehnung (elastisches Limit) für die TiTaSn-Beispielproben von Proben Nr. T1 bis T7 (finale Bearbeitungsrate: 76%, keine Wärmebehandlung).
Wie aus den Ergebnissen des Dehnungstests an den TiTaSn-Beispielproben von Proben Nr. T1 bis T7 (finale Bearbeitungsrate: 76%, keine Wärmebehandlung) ersichtlich, wurde bestätigt, dass jede aus der Beziehung zwischen (Ta + Sn)/Ti und der Dehnungsfestigkeit und der Beziehung zwischen (Ta + Sn)/Ti und dem Elastizitätsmodul dazu neigt, einen Peak aufzuweisen, wenn der Wert von (Ta + Sn)/Ti 0,34 bis 0,36 ist, wie in 26 durch die gestrichelten Linien gezeigt, und diese Beziehungen sind ähnlich zueinander und axial symmetrisch. Es wurde bestätigt, dass die Beziehung zwischen (Ta + Sn)/Ti und der elastischen Deformationsdehnung (elastisches Limit) dazu neigt, sich stetig von links nach rechts zu erhöhen mit einem Peak, wenn der Wert von (Ta + Sn)/Ti 0,34 bis 0,36 ist und im Wesentlichen ähnlich ist zu der Beziehung zwischen (Ta + Sn)/Ti und der Dehnungsfestigkeit, wie durch eine gepunktete Linie in 27 gezeigt.
Daher wurde bestätigt, dass, wenn der Wert von (Ta + Sn)/Ti 0,17 bis 0,54 ist, die Dehnungsfestigkeit bei zumindest 600 MPa beibehalten werden kann. Es wurde auch bestätigt, dass, wenn der Wert von (Ta + Sn)/Ti 0,17 bis 0,54 ist, das Elastizitätsmodul zu 50 GPa oder niedriger beibehalten werden kann und die elastische Deformationsdehnung (elastisches Limit) zu zumindest 1,0% beibehalten werden kann.
Um den Wert von (Ta + Sn)/Ti auf 0,17 oder höher einzustellen, wird der Gesamtgehalt an Ta und Sn zum Beispiel auf 15 at% oder höher eingestellt. Insbesondere, wenn der Gesamtgehalt an Ta und Sn auf 15 at% eingestellt ist, ist (Ta + Sn)/Ti = 15/85 ≅ 0,176. Daher wurde die Basis für die Begrenzung der Untergrenze für den Gehalts an Ta auf 15 at% oder höher und die Begrenzung der Untergrenze für den Gehalt an Sn auf 0 at% oder höher von diesen Ergebnissen des Dehnungstests bestätigt. Wenn der Gehalt an Ta 27 at% ist und der Gehalt an Sn 8 at% ist, ist (Ta + Sn)/Ti = (27 + 8)/65 ≅ 0,538.
Insbesondere wurde auch die Effektivität des Begrenzens der Obergrenze des Gehalts an Ta auf 27 at% oder niedriger und das Beschränken der Obergrenze des Gehalts an Sn auf 8 at% oder niedriger von diesen Ergebnissen des Dehnungstests bestätigt.
Es wurde auch bestätigt, dass, wenn der Wert von (Ta + Sn)/Ti 0,31 bis 0,46 ist, die Dehnungsfestigkeit ungefähr 800 MPa oder höher sein kann und das Elastizitätsmodul 40 GPa oder niedriger sein kann, selbst ohne eine Wärmebehandlung, und dass, wenn der Wert von (Ta + Sn)/Ti 0,32 bis 0,38 ist, die Dehnungsfestigkeit ungefähr 880 MPa oder höher und das Elastizitätsmodul 40 GPa oder niedriger sein kann, selbst ohne Wärmebehandlung. Es wurde auch bestätigt, dass, wenn der Wert von (Ta + Sn)/Ti 0,34 bis 0,36 ist, eine substantielle maximale Dehnungsfestigkeit (ungefähr 940 MPa) und ein substantielles minimales Elastizitätsmodul (ungefähr 34 GPa) erhalten werden kann, selbst ohne Wärmebehandlung.
Daher ist unter dem Gesichtspunkt des Erhaltens besserer mechanischer Eigenschaften für medizinische Vorrichtungsmaterialien, biokompatible Materialien, etc. der Wert von (Ta + Sn)/Ti bevorzugt 0,32 bis 0,38, und stärker bevorzugt 0,34 bis 0,36. Natürlich können durch geeignetes Ausführen der Wärmebehandlung noch weiter verbesserte mechanische Eigenschaften erhalten werden.
Wie aus den Ergebnissen des oben beschrieben <Drei-Punkt-Biegetests> und <Dehnungstests> ersichtlich, weist die TiTaSn-Legierung gemäß der vorliegenden Erfindung hohe Elastizität und geeignete Härte auf. Daher, wenn die TiTaSn-Legierung gemäß der vorliegenden Erfindung auf ein medizinisches Gerät (zum Beispiel einen Stent) zum Erweitern eines röhrenförmigen Teils eines lebenden Körpers (wie etwa ein Blutgefäß, eine Trachea, eine Speiseröhre, einen Zwölffingerdarm, einen Dickdarm, einen Dünndarm oder einen Gallenweg) von seiner Innenseite angewandt wird, kann ein großer Kontaktbereich mit der Innenwand des röhrenförmigen Teils gewährleistet werden und die innere Wand des röhrenförmigen Teils kann ausreichend unterstützt werden, so dass Restenose effektiv verhindert werden kann.
Zusätzlich, wenn die TiTaSn-Legierung gemäß der vorliegenden Erfindung auf medizinisches Gerät angewandt wird (wie etwa einen medizinischen Führungsdraht, einen medizinischen Belieferungsdraht, einen medizinischen Stent, eine medizinische Klemme, eine Aneurysmaembolisationsspirale oder einen Aderfilter, oder einen Dentalreiniger, einen Dentalreamer, eine Dentalfeile oder einen kieferorthopädischen Draht), das in einen röhrenförmigen Teil eines lebenden Körpers eingeführt wird und entlang eines komplizierten Pfades bewegt wird, kann das medizinische Gerät glatt bewegt werden, und die innere Wand des röhrenförmigen Teils wird weniger wahrscheinlich beschädigt.
Industrielle Anwendbarkeit
Die Titanlegierung gemäß der vorliegenden Erfindung kann für medizinische Führungsdrähte, medizinische Belieferungsdrähte, medizinische Stents, medizinische Klemmen, Aneurysmaembolisationsspiralen oder Aderfilter, oder Dentalreiniger, Dentalreamer, Dentalfeilen oder kieferorthopädische Drähte, etc., verwendet werden.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

JP 4302604 [0003]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

JIS Standard G 4305 [0060]
JIS H 7103 (2002) [0075]

Claims

Titaniumlegierung, die umfasst: 15 bis 27 Atom-% (at%) an Tantal (Ta); und 0 bis 8 at% an Zinn (Sn), wobei der Ausgleich Titan (Ti) und unvermeidbare Verunreinigungen ist, wenn eine Gesamtmenge der Titanlegierung als 100 at% genommen wird.
Titanlegierung nach Anspruch 1, wobei ein Wert, der durch Teilen eines Totalatom-% des Tantals und des Zinns durch ein Totalatom-% des Titan und der unvermeidbaren Verunreinigungen erhalten ist, 0,17 bis 0,54 ist.
Titanlegierung nach Anspruch 1 oder 2, wobei eine magnetische Sättigungsflussdichte in einer B-H-Kurve, die durch ein VSM-Verfahren erhalten ist, 5,0 × 10^–4 T (Tesla) oder niedriger ist, wenn eine Stärke eines magnetischen Feldes 4,0 × 10⁵ A/m ist.
Titanlegierung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, welche eine elastische Deformationsdehnung von 1,0% oder größer aufweist.
Titanlegierung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, welche ein Elastizitätsmodul von 25 GPa bis 85 GPa aufweist.
Titanlegierung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, welche eine Dehnungsfestigkeit von 600 MPa bis 1600 MPa aufweist.
Titanlegierung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei in einem Drei-Punkt-Biegetest, der durchgeführt wird unter Messbedingungen, bei welchen ein Abstand zwischen zwei Trägerbauteilen 20 mm ist und ein Durchmesser d von einem spitzen Ende von jedem der Trägerbauteile und einem Pressbauteil 5 mm ist, wenn das Pressbauteil die Titanlegierung, die in einen Draht mit einem Durchmesser φ von 0,5 mm geformt ist, zu einer Presstiefe von 4 mm bei einer Pressrate von 1 mm/min presst, und dann entlastet wird, eine Wiederherstellungsrate des Drahtes 60% oder höher ist.
Titanlegierung nach einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei ein Zellbeschädigungsgrad, wenn eine durch ICP-Emissionsspektrometrie gemessene Metallionenkonzentration 64 ppm oder weniger ist, weniger als 10% ist.
Titanlegierung nach einem der Ansprüche 1 bis 8, wobei die Titanlegierung für einen medizinischen Führungsdraht, einen medizinischen Belieferungsdraht, einen medizinischen Stent, eine medizinische Klemme, eine Aneurysmaembolisationsspirale oder einen Aderfilter, oder einen Dentalreiniger, einen Dentalreamer, eine Dentalfeile oder einen kieferorthopädischen Draht verwendet wird.
Titanlegierung nach Anspruch 9, welche einen maximalen Außendurchmesser von 0,005 mm bis 1 mm aufweist.