(57)【要約】本発明は、交互する層から作製された支持構造物（４）を有する医療用デバイス（１０）を備える。一実施形態において、医療用デバイスのための支持構造物を作製する方法は、支持構造物上に、直接金属レーザー焼成によって第１の材料の第１の層を構築する工程、および該第１の層の第１の部分に第１の窒素含量をエキシマレーザー窒化法によって導入する工程を包含する。一実施形態において、医療用デバイスはエンドプロテーゼである。一実施形態において、エンドプロテーゼはステントである。
2009545407.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
医療用デバイスのための支持構造物を作製する方法であって：
該支持構造物上に、直接金属レーザー焼成によって第１の材料の第１の層を構築する工程；および
該第１の層の第１の部分に第１の窒素含量をエキシマレーザー窒化法によって導入する工程
を包含する、方法。
【請求項２】
前記医療用デバイスが、エンドプロテーゼである、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記エンドプロテーゼが、ステントである、請求項２に記載の方法。
【請求項４】
前記第１の層の上に、直接金属レーザー焼成によって第２の材料の第２の層を構築する工程をさらに包含する、請求項１に記載の方法。
【請求項５】
さらに、エキシマレーザー窒化法によって前記第２の層の第２の部分に第２の窒素含量を導入する工程をさらに包含する、請求項４に記載の方法。
【請求項６】
前記第２の層の上に、直接金属レーザー焼成によって第３の材料の第３の層を構築する工程をさらに包含する、請求項４に記載の方法。
【請求項７】
前記第３の層の第３の部分に、エキシマレーザー窒化法によって第３の窒素含量を導入する工程をさらに包含する、請求項６に記載の方法。
【請求項８】
前記第３の層の上に交互する層をさらに構築する工程であって、該交互する層が順に、直接金属レーザー焼成層と、エキシマレーザー窒化法によって導入された窒素含量を有する直接金属レーザー焼成層とを備える、工程をさらに包含する、請求項６に記載の方法。
【請求項９】
前記第１の材料が：アルカリ金属、アルカリ土類金属、鉄、亜鉛、およびアルミニウムからなる群から選択される金属である、請求項１に記載の方法。
【請求項１０】
前記金属が、マグネシウムである、請求項９に記載の方法。
【請求項１１】
前記金属が、鉄である、請求項４に記載の方法。
【請求項１２】
前記第１の材料が、金属合金を含む、請求項１に記載の方法。
【請求項１３】
前記第１の材料が、生分解性金属である、請求項１に記載の方法。
【請求項１４】
前記支持構造物が形状を有し、そして該形状がほぼ管状である、請求項１に記載の方法。
【請求項１５】
前記第１の層の第１の部分が、該第１の層の全体である、請求項１に記載の方法。
【請求項１６】
前記第１の材料が、白金ナノ粒子を含む、請求項１に記載の方法。
【請求項１７】
前記第２の材料が、マグネシウムである、請求項１１に記載の方法。
【請求項１８】
エキシマ窒化法の後に、前記第２の層が、０．４５未満のマグネシウムに対する窒素の比率を有する、請求項１７に記載の方法。
【請求項１９】
エキシマ窒化法の後に、前記第２の層が、０．４５より大きいマグネシウムに対する窒素の比率を有する、請求項１７に記載の方法。
【請求項２０】
前記直接金属レーザー焼成が、レーザー加工ネットシェイピングである、請求項１に記載の方法。
【請求項２１】
生物への移植のための医療用デバイスであって、請求項１に記載の方法によって作製された支持構造物を備える、医療用デバイス。
【請求項２２】
前記支持構造物が、生分解性である、請求項２１に記載の医療用デバイス。
【請求項２３】
請求項２１に記載の医療用デバイスを用いる方法であって、該方法は、該医療用デバイスを、生物の身体通路に移植する工程を包含する方法。
【請求項２４】
生物中の医療用デバイスの腐食を制御する方法であって：
直接レーザー焼成により、そしてレーザー焼成により、交互する層を構築することによって支持構造物を構築する工程；および
該デバイスを生物中に移植する工程、を包含し、該支持構造物の腐食が該生物の内側で第１の期間に亘って生じる、方法。
【請求項２５】
前記移植する工程が：
前記デバイスをカテーテル上に配置すること；
その上にある該デバイスとともに、該カテーテルを身体通路に挿入すること；
該デバイスを、該身体通路内の所定の位置に置くこと；および
該カテーテルを取り除くこと
によって実施される、請求項２４に記載の方法。
【請求項２６】
前記デバイスが前記配置することの前に圧縮され、そして前記置くことが該デバイスを前記所定の位置で拡大することを含む、請求項２４に記載の方法。
【請求項２７】
前記デバイスが、エンドプロテーゼである、請求項２４に記載の方法。
【請求項２８】
前記第１の期間が、約６０日〜約１，０００日である、請求項２４に記載の医療用デバイス。
【請求項２９】
前記第１の期間が、約１２０日〜約７５０日である、請求項２４に記載の方法。
【請求項３０】
前記第１の期間が、約１８０日〜約６００日である、請求項２４に記載の方法。
【請求項３１】
前記腐食が、前記構造物の少なくとも約５０％の質量減少を含む、請求項２４に記載の方法。
【請求項３２】
支持構造物を備える医療用デバイスであって、該支持構造物が交互する層を備え、そして該交互する層が、十分に密な金属の第１の層、および該第１の層に隣接する第２の層を備え、該第２の層がエキシマレーザー窒化法によって導入された窒素含量を有する、医療用デバイス。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
（発明の分野）
本発明は、エンドプロテーゼのような医療用デバイス、およびこのようなデバイスを作製する方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
（背景）
身体は、動脈のような血管を含む種々の通路、およびその他の身体管腔を含む。これらの通路は、ときどき、閉塞されるか、または弱くなる。例えば、それらは、腫瘍によって閉塞され、プラークによって制限され、または動脈瘤によって弱くなり得る。これが生じるとき、上記通路は、エンドプロテーゼ（ｅｎｄｏｐｒｏｓｔｈｅｓｉｓ）を用いて再開放されるか、または補強され得るか、置換さえされ得る。エンドプロテーゼは、代表的には、身体中の通路または管腔中に配置される人工インプラントである。多くのエンドプロテーゼは管状部材であり、その例は、ステント、ステント−グラフト、および被覆されたステントを含む。
【０００３】
多くのエンドプロテーゼは、カテーテルによって身体内側に送達され得る。代表的には、このカテーテルは、それが身体中の所望の部位、例えば、身体管腔中の弱くなったか、または閉塞の部位に輸送されるとき、エンドプロテーゼの減少したサイズまたは圧縮された形態を支持する。所望の部位に到達する際に、このエンドプロテーゼは、それが管腔の壁に接触し得るように設置される。
【０００４】
設置の１つの方法は、エンドプロテーゼを拡大することを含む。エンドプロテーゼを設置するために用いられる拡大機構は、それを半径方向に拡大させることを含み得る。例えば、この拡大は、身体におけるその最終形状に対してサイズが減少されたバルーン拡大可能なエンドプロテーゼと組み合わせてバルーンを運ぶカテーテルで達成され得る。バルーンは、膨張されて、管腔壁と接触する所定の位置でそれを固定するためにエンドプロテーゼを変形および／または拡大する。バルーンは次いで萎められ得、そしてカテーテルは引き抜かれる。
【０００５】
別の送達技法では、エンドプロテーゼは、可逆的に圧縮および拡大され得る（例えば、弾性によるか、またはその構成材料の可逆的相遷移による）。身体中への導入の前および導入の間に、それが所望の移植部位に到達するまで、エンドプロテーゼは圧縮された状態に拘束される。所望の部位に到達すると、この拘束は、例えば、外側シースのような拘束デバイスを退却することにより除かれ、エンドプロテーゼが、それ自体の内部弾性回復力によって自己拡大することを可能にする。
【０００６】
通路を支持し、開放を維持するために、エンドプロテーゼは、ときどき、支材またはワイヤに形成されるステンレス鋼またはＮｉｔｉｎｏｌ（ニッケル−チタン合金）のような比較的頑丈な材料から作製される。エンドプロテーゼが作製される材料は、それが設置される方法のみならず、身体内での寿命および効果に強く影響し得る。
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【０００７】
医療用デバイスのための支持構造物を作製する方法であって、この支持構造物は形状を有し、この方法は：直接金属レーザー焼成によって第１の材料の第１の層を構築する工程であって、この第１の層は、上記支持構造物の形状に対応する形状を有する、工程；および上記第１の層の第１の部分に第１の窒素含量をエキシマレーザー窒化法によって導入する工程を包含する。
【０００８】
生物における医療用デバイスの分解を制御する方法は：支持構造物を、直接金属レーザー焼成により、そしてエキシマ窒化により交互する層を構築することにより構築する工程；および上記デバイスを生物中に移植する工程を包含し、ここで、上記支持構造物の腐食は、上記生物の内側で第１の期間に亘り生じる。
【０００９】
医療用デバイスのための支持構造物であって、この支持構造物は交互する層を備え、少なくとも第１の層は直接金属レーザー焼成によって形成され、そしてこの第１の層に隣接する少なくとも第２の層はレーザーエキシマ窒化によってそれに導入された窒素含量を有する。
【００１０】
生物中への移植のための医療用デバイスは：支持構造物を備え、この支持構造物は、この生物の内側で所定の期間に亘りその定常的生分解を確実にするような形態である。
【００１１】
支持構造物を備える医療用デバイスを用いる方法であって、この支持構造物は生分解性であり、この方法は、上記医療用デバイスを生物の身体通路内に移植する工程を包含する。
【００１２】
本発明の１つ以上の実施形態の種々の詳細は、添付の図面および本明細書の以下の説明で呈示される。本発明のその他の局面、特徴、および利点は、明細書および図面から、ならびに請求項から明らかである。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１Ａ】図１Ａは、例示のエンドプロテーゼの斜視図である。
【図１Ｂ】図１Ｂは、例示のエンドプロテーゼの斜視図である。
【図１Ｃ】図１Ｃは、例示のエンドプロテーゼの斜視図である。
【図１Ｄ】図１Ｄは、例示のエンドプロテーゼの斜視図である。
【図１Ｅ】図１Ｅは、例示のエンドプロテーゼの斜視図である。
【図１Ｆ】図１Ｆは、例示のエンドプロテーゼの斜視図である。
【図１Ｇ】図１Ｇは、例示のエンドプロテーゼの斜視図である。
【図１Ｈ】図１Ｈは、例示のエンドプロテーゼの斜視図である。
【図１Ｊ】図１Ｊは、例示のエンドプロテーゼの斜視図である。
【図１Ｋ】図１Ｋは、例示のエンドプロテーゼの斜視図である。
【図１Ｌ】図１Ｌは、例示のエンドプロテーゼの斜視図である。
【図２Ａ】図２Ａは、その他の例示のエンドプロテーゼの斜視図である。
【図２Ｂ】図２Ｂは、その他の例示のエンドプロテーゼの斜視図である。
【図２Ｃ】図２Ｃは、その他の例示のエンドプロテーゼの斜視図である。
【図２Ｄ】図２Ｄは、その他の例示のエンドプロテーゼの斜視図である。
【図３Ａ】図３Ａは、直接金属レーザー焼成装置の概略図を示す。
【図３Ｂ】図３Ｂは、ＬＥＮＳ装置を示す。
【図４】図４は、エキシマ窒化法で採用されるような、窒素含量対窒素分圧のグラフである。
【図５Ａ】図５Ａは、支持構造物を形成するために材料の層が構築される方法の工程のシークエンスを示す。
【図５Ｂ】図５Ｂは、支持構造物を形成するために材料の層が構築される方法の工程のシークエンスを示す。
【図６】図６は、白金ナノ粒子を有する層を示す。
【発明を実施するための形態】
【００１４】
種々の図における同様の参照記号は、同様の要素を示す。
【００１５】
（詳細な説明）
エンドプロテーゼは、身体通路における制限を除去する際に高度に有効であるが、それらの長期間配置から生じる多くの問題が出現した。再狭窄が１つであり；もう１つは、経時的に、微生物およびその他の材料がステントのような構造物に形成され、そして管腔を通る体液の自由な通過に対するそれら自体の妨害を引き起こす。最近、マグネシウム、または鉄合金および生分解性ポリマーのような生体吸収性材料からエンドプロテーゼを作製し、このデバイス構造物が自然に経時的に分解することに向かう動きがある。あるいは、マグネシウム層はＨＦで処理され得、ＭｇＦの層を生成する。このような材料は、しかし、エンドプロテーゼの有用な寿命のためには迅速に分解し過ぎるかも知れず−エンドプロテーゼの機械的性能は、代表的には少なくとも３週間の間維持されなければならない−それ故、エンドプロテーゼが好ましいであろうよりは厚い要素から作製されることを必要とする。不均一な分解がまた重要な問題である。温度、流体流速、および重要薬剤の局所濃度のような制御不能な多くの環境パラメーターにおけるわずかな変動が、曝された表面領域の異なる領域の分解過程における大きな差異を引き起こし得る。多くの事例において、エンドプロテーゼは、不均一様式で分解し、移動し、そしてその他の位置でより狭い血管でボリ（ｂｏｌｉ）および二次的詰まりを引き起こし得る大きなフラグメントを放出する可能性がある。
【００１６】
従って、本明細書中に記載のデバイスは、支持構造物が構造物全体に亘り、かつ経時的に均一に崩壊し、そして大きなフラグメントが放出される機械を有意に減少することを確実にするプロセスによって、そしてそのような材料から支持構造物を作製することにより、このような問題に対処する。
【００１７】
（定義）
生体適合性材料は、生存組織または生存システム中に導入され得、そしてこの組織またはシステムに対して非毒性または非損傷的であり、そしてそれが展開される濃度で免疫学的反応または拒絶を引き起こさない材料である。本明細書中に記載されるデバイスおよび方法は、生体適合性である材料およびそうでない材料の両方と用いられ得る。
【００１８】
本明細書で用いられるとき、「生分解性材料」は、所定期間に亘り、溶解、分解、吸収、浸食、腐食、再吸収、化学的変質の少なくとも１つ、またはその他の分解プロセスを受ける材料であり、この生分解性材料から少なくとも一部が形成されるデバイスは、生物中に存在するよう設計される。化学的変質は、材料の酸化反応またはその他の化学反応を含み得る。いくつかの実施形態では、生分解性材料はまた、生体適合性である。
【００１９】
特定の実施形態では、生分解性材料は、それが生物中に導入された後、溶解、分解、吸収、浸食、腐食、再吸収、腐敗、変性、化学的変質の１つ以上、および／またはその他の分解プロセスにより実質的な質量または密度の減少を示す材料である。分解は、臨床利益を提供し得る時間フレームで所望の程度まで生じる。生分解性デバイスの質量減少もまた生じるが、いくつかの事例では、材料のフラグメント化によっては生じない。分解は、材料が移植される生理学的環境とそれの化学的および生物学的相互作用の結果であり得、そして／または化学的反応体、またはデバイスへのエネルギーの供給源のような適切な誘因する影響を付与することにより開始され得る。
【００２０】
いくつかの実施形態では、本発明との使用のための生分解性材料は、デバイスのすぐ近傍における管腔壁の支持または治療薬剤の送達のような、材料の機能がもはや必要ではないか、または所望されない期間の後に、実質的な質量減少を示す。「実質的な減少」は、生分解可能な材料が、移植の期間の後、少なくとも約１０％、少なくとも約２０％、少なくとも約２５％、少なくとも約３０％、少なくとも約５０％、少なくとも約７５％、少なくとも約９０％の分解を通じて質量減少を示すことが意味される。生分解を通じて質量減少が起こる移植の期間は、１日以上、１４日以上、３０日以上、６０日以上、９０日以上、１８０日以上、３００日以上、６００日以上、または約１００００日以下であるように選択され得る。それ故、生分解能のレベルは、特定の所望の持続時間に亘る質量減少の所定のレベルを達成するように仕立てられ得ることが理解され得る。例えば、医療用デバイスは、３０日で質量における７５％減少に到達したことが要求され得る。別の実施形態では、１８０日で質量における３０％減少を達成したことが要求され得る。当業者によって、本明細書で用いられるとき、３００日のような日数の期間が、問題の期間より短いか、またはより長い３〜５日の期間がまた、生分解能のレベルを測定するための受容可能な等価な時間スケールであるように不正確さのレベルを伴うことがまた理解され得る。
【００２１】
本発明の特定の実施形態では、デバイスの一部分のみが生分解能を示す。例えば、外部層または被覆は非生分解性であるが、その一方、内層または本体は生分解性である。生分解性要素が（本明細書で以下に規定されるような）生体安定性であるポリマーマトリックス内に、このマトリックスの分解に際し、支持構造物のようなこのマトリックスを含むデバイスがより剛直でなくなるように含まれることはまた、本明細書に記載される方法およびデバイスと一致する。
【００２２】
分解性材料は、解離、脱重合、またはそうでなければ、得られる化合物が水のような水性媒体に可溶性であるか、または不溶性である場合、体液中に懸濁され、そして体液の流れを妨害することなく移植部位から離れて輸送され得るように、その出発分子量から分子量が減少し得る材料である。生分解性材料は、生物学的プロセスの一部分として生体適合性化合物に分解するものである。
【００２３】
いくつかの実施形態では、生分解性材料は、デバイスのすぐ近傍おける管腔壁の支持または治療薬剤の送達のような、材料の機能がもはや必要でないか、または所望されない期間の後、実質的な質量減少を示す。「実質的な減少」は、生分解可能な材料が、移植の期間の後、少なくとも約１０％、少なくとも約２０％、少なくとも約２５％、少なくとも約３０％、少なくとも約５０％、少なくとも約７５％、少なくとも約９０％の生分解を通じて質量減少を示すことが意味される。生分解を通じて質量減少が起こる移植の期間は、１日以上、１４日以上、３０日以上、６０日以上、９０日以上、１８０日以上、３００日以上、６００日以上、または約１００００日以下であるように選択され得る。それ故、生分解能のレベルは、特定の所望の持続時間に亘る質量減少の所定のレベルを達成するように仕立てられ得ることが理解され得る。例えば、材料は、６００日で質量における２５％減少に到達したことが要求され得る。別の実施形態では、３００日で質量における３０％減少を達成したことが要求され得る。当業者によって、本明細書で用いられるとき、１８０日のような日数の期間が、問題の期間より短いか、またはより長い３〜５日の期間がまた、生分解能度のレベルを測定するための受容可能な等価な時間スケールであるように不正確さのレベルを伴うことがまた理解され得る。
【００２４】
再吸収性材料は、可溶性であり、本明細書で規定されるように生分解性である材料であるか、または可溶性および／または分解性材料の不溶性材料との凝集物であり、凝集物は、可溶性および／または分解性材料の再吸収とともに、残りの不溶性材料は、それらが体液中に分散され得、そしてこの体液の流れを妨害することなく移植部位から離れて輸送され得る十分に微細なサイズである。最終的に、これら粒子は、汗、尿または糞のような流体中の排泄によるか、またはそれら自体が溶解され、分解され、腐食されるかまたはそうでなければ身体から次いで排泄される可溶性成分に代謝されるかのいずれかで身体からなくされる。生体再吸収性材料は、生体適合性である吸収性材料である。
【００２５】
特定の実施形態では、本明細書中にさらに記載されるように、生体安定性材料、例えば、多価電解質が利用され得る。本明細書で用いられるとき、「生体安定性材料」は、この材料が、生物中に存在するように設計される期間に亘り、実質的な溶解、分解、吸収、浸食、腐敗、腐食、化学的変質、再吸収および／またはその他の分解プロセスを受けない材料である。
【００２６】
本明細書で用いられるとき、用語「体液」は、生物−特に哺乳動物−の身体中の流体をいい、制限されないで、血液、尿、唾液、リンパ、血漿、胃液、胆汁、または間質流体、精液、および粘液または房水を含む。
【００２７】
用語「治療薬剤」、「薬学的に活性な薬剤」、「薬学的に活性な材料」、「薬学的に活性な成分」、「薬物」およびその他の関連する用語は本明細書中では交換可能に用いられ得、そして制限されないで、小有機分子、ペプチド、オリゴペプチド、タンパク質、核酸、オリゴヌクレオチド、遺伝子治療薬剤、非遺伝子治療薬剤、遺伝子治療薬剤の送達のためのベクター、細胞、および血管治療養生法のための候補として同定された治療薬剤、例えば、再狭窄を標的にする薬剤を含む。
【００２８】
小有機分子は、５０以下の炭素原子、および合計で１００以下の非水素原子を有する小有機分子を意味する。
【００２９】
本明細書で用いられるとき、「抗微生物薬剤」は、微生物、特に病原性細菌に有害である任意の薬剤である。
【００３０】
本明細書で用いられるとき、「処置」は、疾患または症状の改善を含み、この改善には、疾患または症状の予防、疾患または症状に付随する症候の減少または除去、または疾患または症状の実質的または完全な除去を含む。
【００３１】
（概要）
制御可能な生分解能を有する機械的支持構造物を有する医療用デバイス、およびこのデバイスを作製する方法が開示される。
【００３２】
この医療用デバイスの支持構造物は、形状がほぼ管状であり得、そしてステントの一部分であり得る。ステントのようなエンドプロテーゼは、種々の形状で供給される。単一の管を有する単純な管状構造、または分岐した管状構造のような複合構造とともに用いられ得る。
【００３３】
ステントのようなデバイスは、平行線模様またはメッシュのフィラメントまたは相互係止ループのような多くの公知の構築から形成され得る。ほとんどすべては、移植のために必要な、およびインサイチュでそれらが採用する形態に膨張されるために必要な様式でそれらを変形することを許容する複雑かつ繊細な構造を有する。格子、またはかご様の枠組みを有する例示のステント１０が、図１Ａ−１Ｈおよび１Ｊ−１Ｌに示される。図１Ａ−１Ｃ、および１Ｅ−１Ｌ中の構造はすべて、単一片の金属から作製されている。図１Ｄ中の構造は、らせんに巻かれたワイヤ４から作製され、そして波様形態１２で配列され、そしてギャップ５を有する相互係止する要素を含み得る。
【００３４】
図１Ａにおいて、１２は、ステント１０を被覆する間に用いられる制御ワイヤである。図１Ｄのステントのための好ましい形態は、米国特許出願公開番号第２００４／０１８１２７８号、２００４年９月１６日に記載されている。図１Ｅは、米国特許第４，７３３，６６５号に記載されるような拡大可能および変形可能な管状ステントを示す。長手方向の支材３１は、１つ以上のタブ３４によって互いに連結され、これらは１つ以上のスロット３２、およびスペース３５を規定するように供される。図１Ｆでは、ステント１０は、米国特許出願公開番号第２００１／００３２０１４号、２００１年１０月１８日にさらに記載されるように、へびのように曲がった形態１２、１４、１６に曲げられ、そして相互連結部材２０によって互いに連結されるワイヤ様部材１２から構築される。図１Ｇでは、さらなるステントの実施形態１０は、端部にあるギャップ１２２を有する矩形メッシュの形態にされるワイヤ部材１１２、および中央にある囲われたスペース１１６を有する。図１Ｈは、ステントのさらなる実施形態を示し、ここでは、ワイヤ部材１２は、不規則形状ギャップ１６を囲うような形態であり、そしてここで、ワイヤ部材１２はポリマー層３０で被覆されている。図１Ｊでは、ワイヤ２２は、相互連結部材２４で互いに連結されたジクザグ配列の形態にされる。
【００３５】
図１Ｋおよび１Ｌのデバイスは、側方分岐を有する管腔の領域を覆うように設計されている。
【００３６】
図１Ａ−１Ｈおよび１Ｊ−１Ｌのデバイスのすべてから見られ得るように、これらの構造は、ときどき、互いに融合される多くの部材から形成される。これら種々の部材は、ときどき、支材と呼ばれ、そして金属の薄い部分から作製される。所定の支材の寸法は、代表的には、幅および厚みが０．１−２．０ｍｍ、そして長さが１．０−５．０ｍｍである。
【００３７】
なおその他の例示のエンドプロテーゼは、図２Ａ−２Ｄに描写されるように管状の移植片である。このようなエンドプロテーゼは、図２Ｂ−２Ｄにおけるように単一の管状シート２０２として押し出されるか、または図２Ａにおけるように、そのエッジが開き、しかし所定の管腔内に適合する半径に拡大または収縮し得るような形態である単一シート２００として押し出される円筒形シートから作製される。図２Ａ−２Ｄ中のデバイスの各々は、図２Ｂ−２Ｄに示されるように、その表面に付着される異なる組成の１つ以上の材料を有し得る。この点に関して用いられるように、用語「付着され」は、「固定され」、「移植され」、「堆積され」、「彫り込まれ」、「包埋され」、およびその他の類似の用語を意味し得ることが想定される。
【００３８】
生分解性エンドプロテーゼの分解速度を制御することには２つの主要な局面がある。第１は、当業者によって認識され得るように、デバイスが内皮細胞で被覆されている間、このデバイスの機械的一体性を維持する上で、生分解の開始の一時的遅延が有用である。第２に、たとえ材料の８０％が既に除かれている場合でさえ、このデバイスの全寿命に亘る腐食を完全に制御し得ることが所望される局面がある。この後者のシナリオは、特に、デバイスの複数の部分が、決して内皮細胞で完全に覆われない場合にあたる（例えば、側方分岐上を通過する支材）。このような状況では、剥き出た支材が支持構造物のまさにコアが分解されるまで壊れないことが重要である。支材の中心の非常に遅い最終腐食が、従って、このような形態では有用である。
【００３９】
医療用デバイスの分解速度は、当該技術分野で公知のように、種々の表面処理または表面被覆によって遅延され得る。しかし、このようなアプローチは、一旦表面被覆が散逸すると、支持構造物の分解に対する制御を可能にしない。
【００４０】
バルク支持構造物の全体の分解速度は、材料、例えば、それが作製される合金を仕立てることによって制御され得る。しかし、この構造物が均一な組成物から作製される場合、これは、分解の速度を制御することにおいてただ一つだけの自由度につながる。
【００４１】
支持構造の三次元すべてにおいて分解速度が正確に設計されることを可能にする方法は未だに提案されていない。例えば、かなりより遅い速度が最終の内部コアで続くように、分解速度がコアに向かって増加する関数である場合、このデバイスは、それによって、デバイスの寿命において分解が早すぎない薄い耐久力のある骨格になることが許可される。
【００４２】
三次元におけるデバイス分解の制御は、本明細書でさらに説明されるように、いくつかのプロセスの１つ以上からデバイスを作製することによって達成される。第１のプロセスは、直接金属レーザー焼成（ＤＭＬＳ）と称され；特定の例は、レーザー加工ネット形状化（ＬＥＮＳ）として知られる。これらのプロセスは、それが製造されているとき、その中の種々の場所で構造物の組成および特性の制御を許容し、例えば、それが構築されているとき、金属の組成を変化させることによる。それ故、デバイスに沿って異なる位置にある異なる層または異なる材料は、異なる粉末組成を有する。第２のプロセスは、エキシマレーザー窒化法であり、それが堆積されているとき、材料の層中に可変量の窒素原子の導入を許容する。特定の金属と混合された窒素は、その比率に従ってそれらの電気的および機械的性質に大いに影響し得る。さらに、レーザー窒化法に代えて、またはそれに加え、未仕上げのデバイスは、例えば、フッ化水素酸中にそれを浸漬することにより処理され得、それによってマグネシウムをフッ化マグネシウムに変換する。後者は、マグネシウムよりかなり腐食により耐性である。前述の方法の組み合わせが用いられ得る。例えば、ＬＥＮＳプロセスがデバイスを構築するために用いられるとき、どの層も、本明細書中に記載される（または当業者に公知の任意の）表面処理プロセスが部分的に仕上げられたデバイスに対し、層間で適用され得る。
【００４３】
（ＤＭＬＳ）
直接金属レーザー焼成（ＤＭＬＳ）、およびレーザー加工ネット形状化（ＬＥＮＳ）は、三次元コンピューター支援設計（３Ｄ  ＣＡＤ）モデルから、ほぼネットに形状化された（すなわち、所望の最終製品形状を有する）金属部分を作製する。例えば、本明細書中に参考として援用されるＪ．Ｈａｎｎｉｎｅｎ、「Ｄｉｒｅｃｔ  Ｍｅｔａｌ  Ｌａｓｅｒ  Ｓｉｎｔｅｒｉｎｇ」、Ａｄｖａｎｃｅｄ  Ｍａｔｅｒｉａｌ＆Ｐｒｏｃｅｓｓｅｓ、１６０：３３−３６、（２００２）を参照のこと。これら技術の強みは、合理的速度で良好な冶金学的性質をもつ十分に密な金属部分を製作するその能力にある。「十分に密」は、作製されている金属部分の密度が、バルク材料から開始して、作製されている構造物のそれと同じ程度に良好であり、しかも、生成された材料中に空隙または泡が取り込まれないことを意味する。従って、得られる部分の機械的性質は、従来法で作製された産物と実質的に同じである。材料組成は、動的および連続的に変化され得、古典的な製作方法を用いては可能ではないであろう性質をもつ目的物に至る。ＤＭＬＳは、利用可能な材料の点からみると選択的レーザー焼成（ＳＬＳ）より制限が少ない。ＤＭＬＳは、射出成形ツールの製作および修復において、そして航空宇宙用途のための大きなチタンおよびその他の新種金属部分の製作において広く展開されている。要するに、ＤＭＬＳで製作された目的物は、ほぼネットの形状であるが、一般に、仕上げ機械加工を必要とする。それらは、良好な結晶粒構造を備えて十分に密であり、そして本来の材料に類似の、またはそれより良好でさえある特性を有している。
【００４４】
ＬＥＮＳを実施するための装置の概略図が図３Ａに示される。この装置は、通常、周囲環境からこのプロセスを隔離すること、そして操作者を微細粉末およびレーザービームへの曝露の可能性から遮蔽することの両方を行うチャンバー内に含まれる。
【００４５】
ＬＥＮＳ装置の操作の間に、高電力レーザー３００が堆積ヘッド３２０を通るレーザービームの焦点に同軸に供給される金属粉末３１０を溶融するために用いられる。用いられるレーザー電力は、特定の材料、供給速度およびその他のパラメーターに依存して、数百ワットから２０ｋＷ以上まで大いに変動する。レーザービームは、代表的には、ヘッドの中心を通って進み、そして１つ以上のレンズ３４０によって基体３３０上の小スポットに集められる。基体３３０はＸ−Ｙテーブル３５０上に載置され、これは、例えば、ラスター様式で移動され、目的物の各層を製作する。テーブル３５０の移動は、代表的にはＣＡＤプログラムからの指示の下、ＣＰＵ３６０によって制御される。通常、このヘッドは、各層が完成されるにつれて、図３Ａ中に描写されるようにＺ方向に垂直に上方に移動される。回転軸がまた容易に実装され、それによって、管状形状を有する構造物が加工されることを可能にする。層厚みは、堆積されている材料とともに変動するが、この厚みは代表的には２０−５０μｍである。代替の実施形態では、ヘッドは静止し、そしてテーブル上の目的物は垂直方向に移動される。層毎のプロセスにおいて金属を堆積することにより、ＬＥＮＳは、鋳造材料の材料性質に匹敵するか、それより良好な材料性質をもつ十分に密な部分を生成する。
【００４６】
レーザービームは、任意の便利な手段によって基体に送達され得る。簡単な直角鏡３７０が図３Ａに示されているが、光ファイバーもまた用いられ得る。金属粉末３１０が送達され、そして重力により、または加圧キャリアガス３８０によってヘッドの周縁の周りに分与される。代表的には、キャリアガス３８０は、ヘリウム、ネオン、クリプトン、アルゴン、キセノンのような不活性ガス、または窒素、もしくは二酸化炭素のようなＤＭＬＳ条件下で反応しないガスである。ガスが供給のために必要でない場合でさえ、不活性な覆うガス３９０が代表的には金属プールを、性質のより良好な制御のために雰囲気酸素から遮蔽し、そしてより良好な表面湿潤を提供することにより層間接着を促進するために用いられる。
【００４７】
大部分のシステムは粉末供給原料を用いるが、微細ワイヤとして提供される材料がまた用いられ、その場合、この材料はビームに対して軸を離して供給される。
【００４８】
上記方法の別のバリエーションでは、図３Ｂに描写されるように、高電力焦点Ｎｄ：ＹＡＧレーザービームが、最初、金属基体上に小さなスポットとしてあたり、それによって溶融プールを生成する。当該技術分野で公知のその他のレーザーがまた、上記方法を実施し得る。すぐ近くのノズルは、正確な量の金属粉末をこのプール中に吹き、材料の量を増加する。作業ヘッドは、コンピュータープロセッサーの制御下で、前後、ライン毎に移動し、基体上に金属の各層を重層する。このプロセスを層毎に繰り返すことが、ＣＡＤモデルの金属バージョンを生成する。
【００４９】
ＤＭＳＬの概要は、「Ｄｉｒｅｃｔ  Ｍｅｔａｌ  Ｌａｓｅｒ  Ｓｉｎｔｅｒｉｎｇ  ｆｏｒ  Ｒａｐｉｄ  Ｔｏｏｌｉｎｇ：  Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ  ａｎｄ  Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ  ｏｆ  ＥＯＳ  Ｐａｒｔｓ」、Ｍ．Ｗ．Ｋｈｉａｎｇら、Ｊ．Ｍａｔｅｒｉａｌｓ  Ｐｒｏｃ．Ｔｅｃｈｎｏｌ．、１１３、２６９−２７２、（２００１）に提供され、本明細書中に参考として援用される。本明細書中に記載される方法およびデバイスとの使用のために適切なＤＭＬＳのその他の改変物は：「Ｆｏｒｍａｔｉｏｎ  Ｍｅｔｈｏｄ  ｆｏｒ  Ｎｅｗ  Ｃｏｒｒｏｓｉｏｎ−Ｒｅｓｉｓｔａｎｃｅ［原文のまま］Ｍａｇｎｅｓｉｕｍ  Ｔｈｉｎ  Ｆｉｌｍ  ｂｙ  ＣＶＤ  Ｍｅｔｈｏｄ」、Ｍ．Ｈ．Ｌｅｅら、Ｓｕｒｆａｃｅ  ａｎｄ  Ｃｏａｔｉｎｇ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ、１６９−１７０、６７０−６７４、（２００３）、および「Ｔｈｅｒｍａｌ  ａｎｄ  Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ  Ｆｉｎｉｔｅ  Ｅｌｅｍｅｎｔ  Ｍｏｄｅｌｉｎｇ  ｏｆ  Ｌａｓｅｒ  Ｆｏｒｍｉｎｇ  ｆｒｏｍ  Ｍｅｔａｌ  ａｎｄ  Ｃｅｒａｍｉｃ  Ｐｏｗｄｅｒｓ」、Ｋ，ＤａｉおよびＬ．Ｓｈａｗ、Ａｃｔａ  Ｍａｔｅｒｉａｌｉａ、５２、６９−８０、（２００４）に見出され、この両方は、本明細書中に参考として援用される。ＤＭＬＳを実施する種々の方法は、Ｆ．ＥｒｚｉｎｃａｎｈおよびＭ．Ｅｒｍｕｒａｔ、「Ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ  ｏｆ  ｔｈｅ  Ｄｉｒｅｃｔ  Ｍｅｔａｌ  Ｌａｓｅｒ  Ｆａｂｒｉｃａｔｉｏｎ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ」、２ｎｄ  Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ  ｏｎ  Ｒｅｓｐｏｎｓｉｖｅ  Ｍａｎｕｆａｃｔｕｒｉｎｇ、Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ  ｏｆ  Ｇａｚｉａｎｔｅｐ、Ｔｕｒｋｅｙ、（２００２）中に記載され、そして比較されており、本明細書中にまた参考として援用される。
【００５０】
ＤＭＬＳは、図３Ａに描写されるようなＬＥＮＳとは、主に、レーザービームの周りの同心供給による代わりに、被覆要素によって、粉末が基体上に層として堆積される点で異なる。ＤＭＬＳでは、次に、レーザービームは、基体を横切る連続的なｘ−ｙ移動を通じて方向付けられ、そしてそれが粉末に接触するどこでも、粉末を溶かし、それを下の層に融合する。過剰の粉末は除去され、そして連続する層が直前に堆積された層を粉末のさらなる層で再び被覆することにより構築される。照合してみると、ＬＥＮＳでは、レーザーは、粉末金属の流れを、それが堆積されるとき溶かす。
【００５１】
ＤＭＬＳおよびＬＥＮＳは、設計者の材料の選択を増加する。ステンレス鋼、インコネル、銅、およびアルミニウムのような種々の材料が用いられ得る。代表的には、これら粉末は、注意深く仕立てられ、個々の粉末粒子の拡大によって焼成の間に起こる収縮のバランスをとる。特に重要なのは、チタンのような反応性または機械加工が困難な材料である。チタンは、ＤＭＬＳに対して２、３の困難性を課す。なぜなら、ＤＭＬＳは、金属粉末を堆積することにより構造物を作製するからである。複数の粉末でさえ、異なる組み合わせで融合され得、かつては非現実的か、法外に高価であるか、または両方であったパーツ（部分）を生成する。このプロセスは、異なる材料間を徐々に移行し、界面におけるストレスを減少する。設計者は、パーツの異なる領域に対し、各々の要求に応じて異なる材料を特定することができる。
【００５２】
（エキシマレーザー窒化法）
エキシマレーザー窒化法は、鉄、スチール、アルミニウム、チタン、マグネシウム、およびそれらの合金を含む種々の金属の窒化物を形成するために用いられ得る。例えば、窒化マグネシウムは、基体を分子窒素環境でエキシマレーザーで照射することによりマグネシウム標的の表面に生成され得る。レーザーパルスは、接触に際しマグネシウム標的を溶かし、そして基体の直ぐ上のプラズマ中に窒素イオンを生成する。これらイオンは、レーザーパルスによって溶融されたマグネシウムと反応する。窒化マグネシウムは、腐食に対して優れた防御物である。エキシマレーザー窒化法のための例示の条件は、Ｓｏｔｏ、Ｇら、「Ａｍｏｒｐｈｏｕｓ  ｍａｇｎｅｓｉｕｍ  ｎｉｔｒｉｄｅ  ｆｉｌｍｓ  ｐｒｏｄｕｃｅｄ  ｂｙ  ｒｅａｃｔｉｖｅ  ｐｕｌｓｅｄ  ｌａｓｅｒ  ｄｅｐｏｓｉｔｉｏｎ」、Ｊ．Ｎｏｎ−Ｃｒｙｓｔａｌｌｉｎｅ  Ｓｏｌｉｄｓ、３４２：６５−６９、（２００４）に記載されている。
【００５３】
エキシマ窒化法における使用のための代表的なエキシマレーザーは、制限されないで、ＸｅＣｌ、ＫｒＦおよびＡｒＦエキシマレーザーを含む。この方法で構築され得る層厚みは、１−１０μｍ、好ましくは２−７μｍ、そしてなおより好ましくは３−５μｍの範囲である。
【００５４】
エキシマレーザー窒化法によって形成される窒化マグネシウムの窒素含量は、ｘ＝［Ｎ］／［Ｍｇ］（ここで、矩形の括弧は原子濃度を示す）によって与えられ、４×１０−１０Ｔｏｒｒ〜６０ｍＴｏｒｒの窒素圧力における対応する変動に対して０〜０．７３の間で変化する。この方法により、異なる窒素圧力で、化学量論以下の膜、化学量論を超える膜および化学量論膜を達成することが可能である。図４は、エキシマ窒化において採用されるような窒素含量対窒素分圧のグラフを示す。このグラフは、ガス圧を調節することによって窒化レベルを仕立てる能力を示す。切除（アブレーション）は、表面垂直から離れて５０゜で標的上に焦点合わせされたＫｆＦエキシマレーザー（λ＝２４８ｎｍ）によって達成された。レーザーエルルギー、パルスの数およびパルス繰り返し速度は、５Ｊｃｍ−２の標的表面におけるエネルギー密度で、４００ｍＪ、３８００パルスおよび２Ｈｚにそれぞれ固定された。結果は、無定形マトリックスが、ｘ＜０．４５についてその金属特徴を維持し；ｘ＝０．４は、そこで材料がイオン的特徴を発現することを開始する臨界組成物であり；ｘ＝０．６６は、固体は完全にイオン性である。
【００５５】
マグネシウムの金属性質は、窒素含量ｘ＝［Ｎ］／［Ｍｇ］が、ｘ＞０．４のとき、なくなることが観察された。換言すれば、層毎のＤＭＳＬプロセスを、交互するエキシマレーザー窒化ステップで、全体の支材を通じてｘ＞０．４を生成することの両方を利用して３Ｄ構造物を構築することは、非金属支材を創製する。そうであるので、上記支持構造物の周囲全体で２、３の小セクションにおける構築は、医療造影のために所望される、その内部の構造がＭＲＩ走査で見えるようにするステントを生じる。
【００５６】
原子濃度はまた、エキシマレーザー窒化プロセスで用いられるレーザーパルスの数、およびそれらの持続時間によって影響され得る。窒化効果の深さは、マグネシウムの溶融状態の間の拡散長さに依存するので、パルス長さおよび数が、まさにこの特性の調節を可能にする。エキシマレーザーは、勿論、制御可能なパルスあたりのエネルギー流量でパルスの正確な量を送達するようにプログラムされ得る。レーザー窒化法の効き目に影響する因子は、本明細書中に参考として援用される、Ｍ．Ｈａｎ、「Ｌａｓｅｒ  ｎｉｔｒｉｄｉｎｇ  ｏｆ  ｍｅｔａｌｓ」、Ｐｈ．Ｄ．論文、Ｇｏｔｔｉｎｇｅｎ大学（２００１）に記載されている。
【００５７】
（製造の方法）
本発明の医療用デバイスは、例えばマグネシウムまたは鉄の金属構造物の層毎のＤＭＳＬ構築と、直前に堆積された層における特定の窒化物レベルを組み入れるためのエキシマレーザー処置とを交互するプロセスによって作製され得る。金属構造物はまた、その他の金属を取り込み得る。例えば、ステントの一部分のみが消失することになっている場合、チタン、タンタル、または金のような貴金属が、マグネシウムまたは鉄のような腐食性金属と、同じデバイス中で１つ以上の層として組み合わされ得る。全体が非生浸食性のデバイスが、それ故、この金属構造物内で濃密に窒化されたセクションを一体化することによりこの技術で作製され得る。得られる構造物は、例えば、ＭＲＩ−適合性ステントであり得る。このプロセスの概略は、図５に示される。レーザー窒化は、各層について選択が自由である。窒化プロセスによって層の全断面を処置することは必ずしも必要ではない。なぜなら、レーザービームは、（図５に示されるように）かなりより小さな部分上に集められ得るからである。このような正確さは、デバイスの異なる部分の分解速度を仕立てることを許容する。
【００５８】
図５Ａは、材料の複数層の構築に関連するステップのフローチャート、およびこれらの層の対応する概略表示を示す。ステップ５００では、第１の層５０１がＬＥＮＳのようなＤＭＳＬ技法で堆積される。第１の層が堆積される形状はこのデバイスの全体の形状を決定するので、第１の層の形状を制御することが所望される。この第１の層の形状を画定するいくつかの方法が利用可能である。平坦な基体で開始することにより、ステントの形状にある薄い管のような第１の構造物が表面に垂直に構築され得る。引き続き、この構造物が薄い管である場合、それは９０゜回転され得、その結果、その軸は基体と平行に横たわり、そしてさらなる層が、この管をその軸を中心に回転しながら、本明細書で以下にさらに説明されるように堆積され得る。第１の層を画定するこの方法は、例えば、ステントで通常見出されるような任意のパターンなくして中実の管を生成するが、この管を基体から切断した後、ステントパターンは、容易に、当業者に公知の方法に従ってこの管にレーザー切断され得る。第１の層がその上に堆積され得る形状を画定する代替の実施形態では、シリカ基礎形状（例えばワイヤ）が用いられ得る。シリカは有効な選択である。なぜなら、それは、例えばＤＭＬＳまたはエキシマレーザー窒化法の間に遭遇されるような約１０００℃までの温度に耐え得るからであり、そしてそうなので、溶融金属は、このシリカ基礎形状上に直接堆積され得る。このデバイスが完成した後、シリカは、フッ化水素酸中に溶解され得る。フッ化水素酸はまた、この構造物中の任意のマグネシウムとも反応するが、この反応は、マグネシウムの外面上にＭｇＦ２層を形成するに過ぎない。
【００５９】
引き続き、ステップ５１０では、エキシマ窒化法が第１の層５００に適用され、第１の窒素含量を有する第１の窒化層５１１を生成する。第２の層５２１が、ＤＭＳＬ技法を用いて、ステップ５２０で、第１の窒化層５１１上に堆積される。必ずしも必要ではないが、第２の、そして引き続く層について第１の層に対してと同じＤＭＳＬ技法を用いることが好ましい。第２の、そして引き続く層で用いられる材料は、第１の層で用いられた材料と同じであることがまた好ましいが、これは、特に、特性の濃厚化が、種々の層に窒素含量を導入することによらない他の様式で達成されることが所望される場合、必ずしもそうである必要はない。ステップ５３０では、エキシマ窒化法が第２の層５２１に適用され、第２の窒素含量を有する第２の窒化層５３１を生成する。ステップ５３０は、第２の層が窒素含量を与えられないように省略され得ることが理解されるべきである。第２の窒化物含量は第１の窒化物層における第１の窒化物含量と同じである必要はない。さらなるステップ５４０では、第３の層５４１が、第２の窒化物層の頂部上でＤＭＳＬで堆積される。図５に示されるように、第３の層は、エキシマ窒化法によって窒化物は与えられないけれども、当業者によって理解され得るように、この第３の層は、所望により第３の窒化物含量を受け得る。ステップ５５０では、第４の層５５１が第３の層上に堆積される。ステップ５６０で、エキシマ窒化法が層５５１に適用され、窒化物層５６１を生成する。これらステップ５００−５６０は繰り返され得、連続的に窒化物含量を有するか、または、何らかの順序で窒化物含量を有する層と窒化物含量を有さない層とが交互するかのいずれかで複数層の構築をさせる。
【００６０】
図５Ｂは、図５Ａで示されるフローチャートに類似のフローチャートを示すが、いかに窒素含量が種々の層の部分中に選択的に導入され得るのかを示す。ステップ５０２では、材料５０４の第１の層がＬＥＮＳのようなＤＭＳＬによって堆積され、図５Ｂのステップ５００に類似している。ステップ５１２では、しかし、エキシマ窒化法が第１の層５０４の一部分にのみ適用され、それによって、所望の第１の窒素含量を有する領域５１４を生成する。この領域は、除去可能なマスクを付与することによるか、または堆積技術の当業者に良く知られたその他の方法によって画定され得る。ステップ５２２では、第２の層５２４が、ＤＭＳＬ法によって第１の層５０４上に堆積される。ステップ５３２では、エキシマ窒化法が第２の層５２４に適用され、示される例では、窒素含量を有する２つの領域を生成する。ステップ５０２−５３２は繰り返され得、示されるように、所望の形状および断面５９２の構造物を構築し、ここで、領域５９４および５９６は、互いに同一である必要はない窒素含量を有する。このような構築物は、ステント支材のような構造物を作製するために用いられ得、これは、所望の場合、それらの周りのデバイスの残りとは異なる性質を有し得る。
【００６１】
このようにして作製された複数層構造物の層は、互いに同じ厚み、または異なる厚みを有し得る。いくつかの実施形態では、１つの個々の層および／または１つの個々の層は、少なくとも約１．０ミクロン（例えば、少なくとも約５．０ミクロン、少なくとも約１０ミクロン、少なくとも約５０ミクロン、少なくとも約１００ミクロン、少なくとも約３００ミクロン）、および／または多くとも約５００ミクロン（例えば、多くとも約３００ミクロン、多くとも約１００ミクロン、多くとも約５０ミクロン、多くとも約１０ミクロン、または多くとも約５ミクロン）の厚みを有し得る。例えば、市販され入手可能なＥＯＳ２７０Ｍは、２０マイクロメーターの最小層厚みを許容する。別の市販され、利用可能な用具の片であるＭ２５０は、５０マイクロメーターほどの小さな層を生成し得る。
【００６２】
各場合に適切な金属粉末の混合をただ選択することにより、３つの直交する方向（例えば、デカルトｘ、ｙおよびｚ軸系）の任意の方向に金属組成物を変えることが可能なＤＭＳＬプロセスで構造物を構築し得る。エキシマ窒化法を用いることにより、バルク全体を通じてさらなる制御された窒化処置を提供することがまた可能である。異なる粉末は同時に付与され得、そしてすべての粉末が構造物を創製するように溶融しなければならないわけではないことに注目することが重要である。例えば、図６に示されるように、マグネシウムマトリックス中に、非常に高い融点をもつ白金（または鉄）ナノ粒子を、両方の材料を同時にレーザー焦点中に供給することによりブレンドすることが可能である。マグネシウムは溶け、それによって、バルクと融合し、そして凝固の間に白金ナノ粒子を取り込む。例えば、白金ナノ粒子の取り込みは、一旦、白金粒子が生理食塩水環境に曝されると生成されるガルヴァーニ電池により、分解速度の加速を局所的に可能にする。
【００６３】
これは、それによって、ＤＭＳＬおよびエキシマレーザープロセスの適用を変えることにより、支持構造物の分解を加速および分解速度を遅延することの両方が可能であることを示す。
【００６４】
さらに、半ステント（すなわち、（レーザーにより管にパターンを切断するような）異なる技術によりなされる、電気研磨で仕上げられていないもののような未仕上げステント）のような構造物で開始し、この構造物にＤＭＳＬプロセスによって材料を添加することが可能である。仕上げられたステントに本明細書に記載されるＬＥＮＳプロセスに適用し、それによってさらなる層の構築が可能である。このようなアプローチは、全体の生産プロセスをスピードアップするために有利であり得る。なぜなら、それは、それによって、犠牲的で溶解可能なマンドレルを用いることを避けるからである。選択肢は、非常に薄いステンレス鋼骨格で開始し、例えば、マグネトロンスパッタリングによって（例えば、Ｍ．Ｈ．Ｌｅｅら、Ｓｕｒｆａｃｅ  ａｎｄ  Ｃｏａｔｉｎｇ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ、１６９−１７０、６７０−６７４、（２００３）を参照のこと）この上に第１のマグネシウム層をメッキし、そしてＤＭＳＬによりさらなる層を構築することである。これはまた、上記ＬＥＮＳ作製層間に中間層が生成されることを許容し、そしてスパッタリングは、その厚みが１ミクロン未満の範囲である層の堆積を許容する。
【００６５】
本明細書に記載されるこのアプローチはまた、インビボでの配置の後、腐食する軸方向連結器を構築することにより異なる構造を一緒に連結することを可能にする。例えば、動脈の非常に繰り返しの多い曲がりがある、脚のような肢における配置のためのステントは、分解が連結器の中央で開始し、そしてニチノールリングに向かって働くことを確実にするために、マグネシウムの軸方向連結器によって連結された一連のニチノールリングからなり、それは、中央では少数、ニチノールリングの近傍では多数に暫時増加するパルスを送達するようエキシマ窒化プロセスを十分に洗練する。この実施形態では、マグネシウム連結器が、配置の最初の２〜３週間の間にステントを支持し、血管を開いて維持するが、一旦ステントが内皮化されると、支持はあまり必要ではなく、そしてこれらリングで十分であり、動脈がかなりより良好に曲がることを可能にする。
【００６６】
１つの部分に別の部分とは異なる数の層を有する医療用デバイスの多くの実施形態が可能である。「部分」は、全体より小さい特定の非消失部分を意味する。それ故、いくつかの実施形態は、医療用デバイスの１つの部分は、少なくとも５つの層（例えば、少なくとも１０の層、少なくとも２０の層、少なくとも３０の層、または少なくとも４０の層）もつ多層構造を備え、そして医療用デバイスの別の部分は、少なくとも２０の層（例えば、少なくとも３０の層、少なくとも４０の層、または少なくとも５０の層）をもつ多層構造を備える。例えば、医療用デバイスの１つの部分は、１０の層をもつ多層構造を含み得、そしてこの医療用デバイスの別の部分は、４０の層をもつ多層構造を含み得る。特定の実施形態では、医療用デバイスの１つの部分の多層構造は、この医療用デバイスの別の部分における多層構造より多い、５〜５０の層（例えば１０〜３０）を含み得る。
【００６７】
いくつかの実施形態では、相対的に多数の層から作製される基礎構造の部分にある生分解性材料は、相対的に少数の層を含む部分にある生分解性材料の後、および／またはよりゆっくり分解し始め得る。それ故、支持構造の層の数は、医療用デバイスの異なる領域における生分解材料の異なる分解速度を提供するために用いられ得る。いくつかの実施形態では、エンドプロテーゼは、このエンドプロテーゼの１つまたは両方の端部がこのエンドプロテーゼの中央の前に分解し始めるようにする層の配列を含み得る。これは、分解の間に２つ以上の片に離れて壊れる医療用デバイスの可能性を制限し得る。
【００６８】
いくつかの実施形態では、医療用デバイスの１つ以上の部分は構築されず、まったく層状である。
【００６９】
（治療剤の送達）
いくつかの実施形態では、デバイスは、さらに、１つ以上の治療剤を送達するような形態である。例として、１つ以上の治療剤は、デバイスを覆う多層構造上またその中に配置され得、それによって、この医療用デバイスに、移植に際しての薬物放出機能を与える。治療剤は、単独または組み合わせて用いられ得る。例えば、薬物を孔に装填するために、マグネシウムからステントの多孔性外層を作製し、そしてこのステントを治療剤を含む溶液中に浸漬することもまた可能である。このような孔構造の例は、Ｍ．Ｈ．Ｌｅｅら、Ｓｕｒｆａｃｅ  ａｎｄ  Ｃｏａｔｉｎｇ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ、１６９−１７０、６７０−６７４、（２００３）、図１に与えられている。
【００７０】
治療剤の例は、Ｌｉらによる米国特許第６，８９９，７３１号のカラム４−６、およびＥｓｐｔｅｉｎらによる米国特許第６，９２３，９９６号のカラム５−８に見出され得、それらの開示は、それら全体が参考として援用される。用いられ得る治療剤がこれらに見出されるものに制限されないことが理解されるべきである。
【００７１】
治療剤、およびこのような薬剤を多層構造中に取り込む方法の例は、２００４年５月２０日に出願された米国特許出願番号第１０／８４９，７４２号に記載されている。Ｋｕｎｚらによる米国特許第５，７３３，９２５号はまた、治療剤を層中に取り込むための一般的指針を提供している。
【００７２】
上記多層構造は、代わって、またはさらに、デバイスの近傍における局所的感染を防ぐか、または制限する目的のためのように、抗微生物剤を送達するために用いられ得る。例示の抗微生物剤は、広範な活性を有し、そしてトリコクロサン、クロロヘキシジン、スルファジアジン銀、銀イオン、塩化ベンザルコニウム、およびピリチオン亜鉛、および広範な抗生物質、例えば、キノロン、フルオロキノロン、アミノグリコシドおよびスルホンアミドを含む。ヨウ素、メテンアミド、ニトロフラントイン、バリジクス酸（ｖａｌｉｄｉｘｉｃ  ａｃｉｄ）、およびツルコケモモジュースから抽出された酸を含むその他の酸化剤のような防腐剤がまた用いられ得る。
【００７３】
これら治療剤は、それ自体が荷電分子であるため、または、例えば周囲ｐＨにおける変化に際し、もしくは、荷電種との会合に際して荷電するようになるので荷電され得る。荷電された治療剤の例は、イオン的に分離できる基を含む小分子および高分子治療剤を含む。この治療剤が１つ以上の荷電基を所有しないいくつかの実施形態では、それにもかかわらず、例えば、荷電種との非共有結合を通じて電荷が提供され得る。非共有結合の例は、水素結合、静電気、ファン・デル・ワールス、および疎水性／親油性相互作用を含む。例えば、治療剤は、イオン両親媒性物質と会合され得る。
【００７４】
広範な治療剤装填が用いられ得る。このような装填の量は、当業者によって用意に決定され得、そして最終的には、処置される症状、治療剤自体の性質、治療剤が装填された層状構造が意図される被験体に投与される経路などに依存する。この装填された多層構造は、例えば、約１ｗｔ％〜約７０ｗｔ％の治療剤を含み得る。
【００７５】
この治療剤の量は、このような薬剤が望ましくない局所的反応または全身反応を引き起こす性向により、およびデバイスの適正な機能のために必要な機械的性質の欠陥によって制限され得る。
【００７６】
なおその他の実施形態では、上記治療剤は、荷電されたナノカプセル内に提供され得、これは、例えば、「Ｌｏｃａｌｉｚｅｄ  Ｄｒｕｇ  Ｄｅｌｉｖｅｒｙ  Ｕｓｉｎｇ  Ｄｒｕｇ−Ｌｏａｄｅｄ  Ｎａｎｏｃａｐｓｕｌｅｓ」と題する米国特許出願公開第２００５−０１２９７２７号に記載されるような方法を用いて形成される。このような実施形態では、荷電されたナノカプセルの１つ以上の層は、複数層の被覆をアセンブルする経過の間に堆積され得る。
【００７７】
なおその他の実施形態では、上記多層構造は、その形成に引き続き治療剤で装填される。例えば、多層構造の間隙率そしてそれ故透過性は、Ａｎｔｉｐｏｂら、「Ｐｏｌｙｅｌｅｃｔｒｏｌｙｔｅ  ｍｕｌｔｉｌａｙｅｒ  ｃａｐｓｕｌｅ  ｐｅｒｍｅａｂｉｌｉｔｙ  ｃｏｎｔｒｏｌ」、Ｃｏｌｌｏｉｄｓ  ａｎｄ  Ｓｕｒｆａｃｅｓ  Ａ：Ｐｈｓｉｃｏｃｈｍｉｃａｌ  ａｎｄ  Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ  Ａｓｐｅｃｔｓ、１９８−２００、５３５−５４１、（２００２）に記載されるように、この構造に曝されるｐＨを調節することにより改変され得る。多孔性層は、上記の層が配置された後に治療剤を吸収し得る。
【００７８】
（デバイス材料）
本発明の医療用デバイスの支持構造は、いくつかの実施形態では、本明細書に記載の材料のような生体適合性材料から形成される。基礎をなす構造が形成され得る生体適合性材料の特定の例は、２００３年５月１５日に出願された米国特許出願番号第１０／４４０，０６３号；および米国特許出願公開番号第２００３−００１８３８０号、同第２００２−０１４４７５７号、および同第２００３−００７７２００号に記載されている。生体適合性材料のなおさらなる例は、例えば２００４年１１月１８日に公開されたＷｅｂｅｒら米国特許出願公開番号第２００４／０２３０２９０Ａ１号；２００３年１月２３日に公開されたＣｒａｉｇら、米国特許出願公開番号第２００３／００１８３８０Ａ１号；２００２年１０月１０日に公開されたＣｒａｉｇら、米国特許出願公開番号第２００２／０１４４７５７Ａ１号、および２００３年４月２４日に公開されたＣｒａｉｇら、米国特許出願公開番号第２００３／００７７２００Ａ１号に記載されている。ＤＭＬＳ／レーザー窒化法に適切な好ましい材料は、溶融され得る材料である。材料の溶融プール中に、金属粉末もしくはセラミック粉末の両方、またはそれらの組み合わせでさえスプレーされ得る。マグネシウムおよび窒化マグネシウムの粉末の混合をスプレーすることもまた可能であり、レーザー窒化プロセスに類似の効果を達成する。
【００７９】
上記の生態適合性材料は、例えば、バルーン−拡大可能なステント、自己拡大性ステント、または両方の組み合わせにおける使用に適切であり得る（例えば、米国特許第５、３６６、５０４号を参照のこと）。自己拡大性ステントは、例えば、Ｎｉｔｉｎｏｌ（例えば、５５％ニッケル、４５％チタン）のような、超弾性または偽弾性金属合金のような比較的弾性的な生体適合性材料の連続的な固体塊から形成され得る。自己拡大性ステントは、それが圧縮されるか、または変形された後、それが予備成形された形状に戻り得るような機械的記憶を有している。上記ステントは、最初、その最終の所望の形状の形態であり、そして次に、任意の当該技術分野で公知の方法を用いてそれを変形すること、または拘束することにより収縮される。それは、それが標的部位に送達されるまで収縮された状態のままであり、標的部位でそれは、その初期状態まで拡大される。バルーン拡大可能ステントのために用いられ得る材料の例は、貴金属、放射線不透過性材料、ステンレス鋼、およびステンレス鋼および１つ以上の放射線不透過性材料を含む合金を含む。
【００８０】
上記支持構造物は、生分解性金属、または生分解性金属合金のような生分解性材料から形成され得る。生分解性材料は、例えば、Ｂｏｌｚによる米国特許第６，２８７，３３２号；Ｈｅｕｂｌｅｉｎによる米国特許出願公開番号第２００２／０００４０６０号；Ｋｏｈｎらによる米国特許第５，５８７，５０７号および第６，４７５，４７７号に記載されている。上記支持構造物との使用のための生分解性金属の例は、アルカリ金属、アルカリ土類金属（例えば、マグネシウム）、鉄、亜鉛、およびアルミニウムを含む。生分解生金属合金の例は、アルカリ金属合金、アルカリ土類金属合金（例えば、マグネシウム合金）、鉄合金（例えば、鉄および７％までの炭素を含む合金）、亜鉛合金、およびアルミニウム合金を含む。
【００８１】
いくつかの実施形態では、基礎となる構造物が形成される生分解性材料は、少なくとも１つの金属成分および少なくとも１つの非金属成分、または少なくとも２つの異なる金属成分を含み得る。いくつかの実施形態では、生分解性材料は、以下の少なくとも１つを含み得る：マンガン、コバルト、ニッケル、クロム、銅、カドミウム、鉛、錫、ソリウム、ジルコニウム、銀、金、パラジウム、白金、レニウム、ケイ素、カルシウム、リチウム、アルミニウム、亜鉛、鉄、炭素、および硫黄。特定の実施形態では、生分解性材料は以下の金属の少なくとも２つを約１％より大きい重量比率で含み得る：マグネシウム、チタン、ジルコニウム、ニオブ、タンタル、亜鉛、またはケイ素と、リチウム、ナトリウム、カリウム、カルシウム、鉄、またはマンガン。特定の実施形態では、上記生分解性材料は、以下からなる群から選択される第１の成分：マグネシウム、チタン、ジルコニウム、ニオブ、タンタル、亜鉛、ケイ素、および、以下からなる群から選択される別の異なる成分：リチウム、ナトリウム、カリウム、カルシウム、鉄、マンガンを含み得る。
【００８２】
上記支持構造物の性質は、それが形成される材料に依存する。マグネシウムは、例えば、比較的低い質量減衰因子を有し、そしてマグネシウム構造が位置する領域のＣＴ認知度が比較的高い。
【００８３】
基礎となる構造物が作製される金属材料は、フィラメントに作製され、そして次に、この基礎となる構造物が金属メッシュの規則的ネットワークを形成するように織られ得る。このネットワークが金属から形成される場合、異なるフィラメント間の交差点は、溶接、捩り、曲げ、接着、（縫合糸で）結び、熱シール、または当該分野で公知の任意のその他の様式によって形成され得る。
【００８４】
別の例として、医療用デバイスの支持構造物は、１つ以上の生分解性材料を含むことに加えて、１つ以上の生体安定性材料を含み得る。（本明細書に記載されるように）１つ以上のポリマーが用いられ得、ステントの１つ以上の生分解性領域の分解を制御する。これらポリマーは、ステントまたは同様に配置された網細工の生分解性および／または生体安定性領域を覆う層の形態であり得る。生体安定性材料の例は、ステンレス鋼、タンタル、ニッケル−クロム、Ｅｌｇｉｌｏｙ（登録商標）およびＰｈｙｎｏｘ（登録商標）、Ｎｉｔｉｎｏｌ（例えば、５５％ニッケル、４５％チタン）などのコバルト−クロム合金、およびニッケルチタン合金、熱−記憶合金材料を含むチタンに基づくその他の合金を含む。生体安定性領域および生分解性領域を含むステントは、例えば、２００４年１２月３日に出願され、そして「Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｄｅｖｉｃｅｓ  ａｎｄ  Ｍｅｔｈｏｄｓ  ｏｆ  Ｍａｋｉｎｇ  ｔｈｅ  Ｓａｍｅ」と題する米国特許出願番号第１１／００４，００９号に記載されている。
【００８５】
（ステント／デバイス）
本明細書中に記載される実施形態は、種々の医療用デバイス、特にエンドプロテーゼと組み合わせて用いられ得る。例示の医療用デバイスは移植可能または挿入可能な医療用デバイスであり、カテーテル（例えば、バルーンカテーテルのような尿カテーテルまたは血管カテーテル）、ガイドワイヤ、バルーン、フィルター（例えば、大静脈フィルター）、任意の所望の形状およびサイズのステント（冠状血管ステント、大動脈ステント、脳ステント、尿道ステントおよび尿管ステントのような泌尿器科ステント、胆管ステント、気管ステント、胃腸管ステント、末梢血管ステント、神経学ステントおよび食道ステントを含む）、ステント移植片および血管移植片のようなグラフト、脳動脈瘤充填コイル（ＧＤＣ−Ｇｕｇｌｉｍｉ離脱可能コイル−および金属コイルを含む）、フィルター、心筋プラグ、パッチ、ペースメーカーおよびペースメーカー配線、心臓弁、および生検デバイスを含む。実際、本明細書中の実施形態は、手順使用のため、またはインプラントとしてのいずれかで、患者における使用にために設計されている任意の金属支持構造物と適切に用いられ得る。
【００８６】
上記の医療用デバイスはさらに、全身処置のため、または任意の哺乳動物組織または器官の処置ための薬物送達医療用デバイスを含み得る。被験体は、ヒト被験体のような哺乳動物被験体であり得る。処置のための組織および器官の非制限的な例は、心臓、冠状または末梢血管系、肺、気管、食道、脳、肝臓、腎臓、膀胱、尿道および尿管、眼、小腸、胃、結腸、膵臓、卵巣、精巣、胃腸管、胆管、尿路、骨格筋、平滑筋、胸、軟骨および骨を含む。
【００８７】
いくつかの実施形態では、上記医療用デバイスは、被験体の身体中に永久的に残ることなく、被験体を一時的に処置するために用いられる。例えば、いくつかの実施形態では、上記医療用デバイスは、（例えば、被験体の管腔を支持するために）特定の期間用いられ、そして次にその期間の後、分解し得る。
【００８８】
特定の適用に依存して、ステントは、例えば、１ｍｍ〜４６ｍｍの直径を有し得る。特定の実施形態では、冠状血管ステントは、約２ｍｍ〜約６ｍｍの拡大直径を有し得る。いくつかの実施形態では、末梢血管ステントは、約４ｍｍ〜約２４ｍｍの拡大直径を有し得る。特定の実施形態では、胃腸管および／または泌尿器科ステントは、約６ｍｍ〜約３０ｍｍの拡大直径を有し得る。いくつかの実施形態では、泌尿器科ステントは、約１ｍｍ〜１２ｍｍの拡大直径を有し得る。腹部大動脈動脈瘤（ＡＡＡ）ステントおよび胸部大動脈動脈瘤（ＴＡＡ）ステントは、約２０ｍｍ〜約４６ｍｍの直径を有し得る。
【００８９】
ステントはまた、ステント−グラフトまたは被覆されたステントの一部分であり得る。その他の実施形態では、ステントは、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、延伸ＰＴＦＥ、ポリエチレン、ウレタン、またはポリプロピレンから作製される生体適合性の非多孔性または半多孔性ポリマーマトリックスを含み得るか、そして／またはそれに付着され得る。
【実施例】
【００９０】
（実施例１：層構造を備えたマグネルシウムロッド）
この実施形態では、レーザー焼成は、ＥＯＳＩＮＴ  Ｍ２７０（ＥＯＳ  ＧｍｂＨ  Ｏｐｔｉｃａｌ  Ｓｙｓｔｅｍｓ、Ｍｕｎｉｓｈ、Ｇｅｒｍａｎｙ）上で実施され、用いられる。窒素パージは、溶融マグネシウムの窒素との反応を避けるためにアルゴンによって置換される。
【００９１】
平坦なマグネシウムロッド（９９％純度、Ｓｉｇｍａ  Ａｌｄｒｉｃｈ、カタログ番号２９９４０５）で開始して、垂直の中実ロッド（長さ１５ｍｍ、直径２ｍｍ）が、マグネシウム粉末（マグネシウム、ＲｅａｇｅｎｔＰｌｕｓＴＭ≧９９％純度、粉末、粒子サイズ−５０メッシュ、Ｓｉｇｍａ  Ａｌｄｒｉｃｈカタログ番号２５３９８７）を注入することにより作製される。仕上げられたロッドは、当初のロッドから切断される。
【００９２】
第２のステップでは、作製されたマグネシウムロッドの外面は、この面を、３０ｎｓパルスで作動する２４８ｎｍレーザー（ｌａｍｂａ、Ｐｈｓｉｃ  ＳＸ２００Ｋ）に曝すこと、およびこのビームを上記ロッドの中心軸に沿って１ｍｍ×１６ｍｍ長の矩形領域に集中することによって窒化される。これは、４Ｊ／ｃｍ２のエネルギー流束量を生じる。１０のパルスが、管が６０゜回転された後に各位置で与えられる。窒素ガスで、レーザー処置の間にチューブがフラッシュされる。このプロセスは、室温および周囲圧力で実施される。
【００９３】
第３のステップでは、マグネシウムのさらなる層が、マグネシウムロッドの外面に、ＥＯＳＩＮＴ  Ｍ２７０の横にロッドを据えつけることにより付加され、Ｍ２７０は、ロッドをレーザービーム／粉末フィーダーの下でロッドを螺旋状に進めることにより、マグネシウムの２０マイクロメーター厚みの層の堆積を可能にする。
【００９４】
窒化すること、および２０マイクロメーター厚みの層を付加することのこのサイクルは、６回繰り返される。作製されたロッドは、マグネシウムのコアおよび純粋なマグネシウムの７つの層およびＭｇ２Ｎ３合金の中間層からなる。このロッドは、レーザー加工ステーションから取り出され、そして中央穴（直径２ｍｍ）がロッドの中央軸に沿って穿孔される。ステントパターンは、この管から、フェムトセカンドレーザーを用いてパターンを切断することによって作製される。
【００９５】
本出願において言及されるすべての非特許文献刊行物、特許出願、特許出願刊行物、および特許は、本明細書中にそれらの全体が参考として援用される。
【００９６】
その他の実施形態が、添付の請求項内に見出され得る。
【図１Ａ】
2009545407.tif 000003
【図１Ｂ】
2009545407.tif 000004
【図１Ｃ】
2009545407.tif 000005
【図１Ｄ】
2009545407.tif 000006
【図１Ｅ】
2009545407.tif 000007
【図１Ｆ】
2009545407.tif 000008
【図１Ｇ】
2009545407.tif 000009
【図１Ｈ】
2009545407.tif 000010
【図１Ｊ】
2009545407.tif 000011
【図１Ｋ】
2009545407.tif 000012
【図１Ｌ】
2009545407.tif 000013
【図２Ａ】
2009545407.tif 000014
【図２Ｂ】
2009545407.tif 000015
【図２Ｃ】
2009545407.tif 000016
【図２Ｄ】
2009545407.tif 000017
【図３Ａ】
2009545407.tif 000018
【図３Ｂ】
2009545407.tif 000019
【図４】
2009545407.tif 000020
【図５Ａ】
2009545407.tif 000021
【図５Ｂ】
2009545407.tif 000022
【図６】
2009545407.tif 000023
【手続補正書】
【提出日】平成21年3月31日(2009.3.31)
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００４５
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００４５】
ＬＥＮＳ装置の操作の間に、高電力レーザー３００が堆積ヘッド３２０を通るレーザービームの焦点に同軸に供給される粉末３１０を溶融するために用いられる。用いられるレーザー電力は、特定の材料、供給速度およびその他のパラメーターに依存して、数百ワットから２０ｋＷ以上まで大いに変動する。レーザービームは、代表的には、ヘッドの中心を通って進み、そして１つ以上のレンズ３４０によって基体３３０上の小スポットに集められる。基体３３０はＸ−Ｙテーブル３５０上に載置され、これは、例えば、ラスター様式で移動され、目的物の各層を製作する。テーブル３５０の移動は、代表的にはＣＡＤプログラムからの指示の下、ＣＰＵ３６０によって制御される。通常、このヘッドは、各層が完成されるにつれて、図３Ａ中に描写されるようにＺ方向に垂直に上方に移動される。回転軸がまた容易に実装され、それによって、管状形状を有する構造物が加工されることを可能にする。層厚みは、堆積されている材料とともに変動するが、この厚みは代表的には２０−５０μｍである。代替の実施形態では、ヘッドは静止し、そしてテーブル上の目的物は垂直方向に移動される。層毎のプロセスにおいて金属を堆積することにより、ＬＥＮＳは、鋳造材料の材料性質に匹敵するか、それより良好な材料性質をもつ十分に密な部分を生成する。
【手続補正２】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００４８
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００４８】
上記方法の別のバリエーションでは、図３Ｂに描写されるように、高電力焦点Ｎｄ：ＹＡＧレーザービーム３９１が、最初、金属基体３９２における堆積表面３９４上に小さなスポットとしてあたり、それによって溶融プールを生成する。当該技術分野で公知のその他のレーザーがまた、上記方法を実施し得る。すぐ近くのノズルを有する電力送達システム３９３は、正確な量の金属粉末をこのプール３９６中に吹き、材料の量を増加する。作業ヘッドは、コンピュータープロセッサーの制御下で、前後、ライン毎に移動し、基体上に金属の各層を重層する。このプロセスを層毎に繰り返すことが、ＣＡＤモデルの金属バージョンを生成する。この基体は、Ｘ−Ｙ移動を受けるステージ３９５に取り付けられ得る。
【手続補正３】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００５４
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００５４】
エキシマレーザー窒化法によって形成される窒化マグネシウムの窒素含量は、ｘ＝［Ｎ］／［Ｍｇ］（ここで、矩形の括弧は原子濃度を示す）によって与えられ、４×１０−１０Ｔｏｒｒ〜６０ｍＴｏｒｒの窒素圧力における対応する変動に対して０〜０．７３の間で変化する。この方法により、異なる窒素圧力で、化学量論以下の膜、化学量論を超える膜および化学量論膜を達成することが可能である。図４は、エキシマ窒化において採用されるような窒素含量（エラーバーを伴う、ＸＰＳによって測定された原子濃度）対窒素分圧のグラフを示す。このグラフは、ガス圧を調節することによって窒化レベルを仕立てる能力を示す。切除（アブレーション）は、表面垂直から離れて５０゜で標的上に焦点合わせされたＫｆＦエキシマレーザー（λ＝２４８ｎｍ）によって達成された。レーザーエネルギー、パルスの数およびパルス繰り返し速度は、５Ｊｃｍ−２の標的表面におけるエネルギー密度で、４００ｍＪ、３８００パルスおよび２Ｈｚにそれぞれ固定された。結果は、無定形マトリックスが、ｘ＜０．４５についてその金属特徴を維持し；ｘ＝０．４は、そこで材料がイオン的特徴を発現することを開始する臨界組成物であり；ｘ＝０．６６は、固体は完全にイオン性である。
【手続補正４】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】全図
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図１Ａ】
2009545407.tif 000024
【図１Ｂ】
2009545407.tif 000025
【図１Ｃ】
2009545407.tif 000026
【図１Ｄ】
2009545407.tif 000027
【図１Ｅ】
2009545407.tif 000028
【図１Ｆ】
2009545407.tif 000029
【図１Ｇ】
2009545407.tif 000030
【図１Ｈ】
2009545407.tif 000031
【図１Ｊ】
2009545407.tif 000032
【図１Ｋ】
2009545407.tif 000033
【図１Ｌ】
2009545407.tif 000034
【図２Ａ】
2009545407.tif 000035
【図２Ｂ】
2009545407.tif 000036
【図２Ｃ】
2009545407.tif 000037
【図２Ｄ】
2009545407.tif 000038
【図３Ａ】
2009545407.tif 000039
【図３Ｂ】
2009545407.tif 000040
【図４】
2009545407.tif 000041
【図５Ａ】
2009545407.tif 000042
【図５Ｂ】
2009545407.tif 000043
【図６】
2009545407.tif 000044
【国際調査報告】
2009545407.tif 000045
2009545407.tif 000046
2009545407.tif 000047