(57)【要約】  複合材を含む内部人工器官、および内部人工器官を作製する方法が開示される。複合材は、少なくとも、互いに異なる化学的組成を有する第１材料と第２材料とを含む。
2008541853.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
複合材を含む内部人工器官であって、前記複合材が第１の構造体を含み、前記第１の構造体が、第１材料から構成され、且つ相互連結されたチャネルを形成する相互連結された部分を有し、また前記複合材が、前記相互連結されたチャネルの少なくとも一部の中にある第２材料を有しており、前記第１材料と第２材料とが異なる化学的組成を有する、内部人工器官。
【請求項２】
前記第１材料と前記第２材料とが、
（ａ）放射線不透過性と、
（ｂ）磁化率と、
（ｃ）降伏強さと、
（ｄ）延性と、
（ｅ）剛性と、
の特性のうちの少なくとも１つにおいて互いに異なる、請求項１に記載の内部人工器官。
【請求項３】
前記第１の構造体の前記相互連結された部分によって形成された前記チャネルの少なくとも約５０％が相互連結された、請求項１に記載の内部人工器官。
【請求項４】
前記内部人工器官が、前記複合材から形成された予備成形物からなり、前記第１の構造体の前記相互連結された部分によって形成された前記チャネルの少なくとも約５０％が相互連結された、請求項１に記載の内部人工器官。
【請求項５】
前記第１の構造体の前記相互連結された部分によって形成された前記チャネルの少なくとも約７５％が相互連結された、請求項１に記載の内部人工器官。
【請求項６】
前記第１材料が金属または合金を含む、請求項１に記載の内部人工器官。
【請求項７】
前記第２材料が金属または合金を含む、請求項１に記載の内部人工器官。
【請求項８】
前記第１材料および第２材料の一方が、生物分解性の重合体を含む、請求項１に記載の内部人工器官。
【請求項９】
前記第１の構造体の前記相互連結された部分によって形成された前記チャネルの実質的に全てが、前記第１の構造体の外部に開いた少なくとも１つのチャネルに連結された、請求項１に記載の内部人工器官。
【請求項１０】
前記第１の構造体が、発泡体、ワイヤを織ったメッシュ、プラズマ噴霧沈積物、編まれたワイヤ、絡まされたワイヤ、ハチの巣状体、およびこれらの組み合わせからなる群から選択される形状を有する、請求項１に記載の内部人工器官。
【請求項１１】
前記第１の構造体の全容積の約１０％から約９０％の間がチャネルを備える、請求項１に記載の内部人工器官。
【請求項１２】
前記第１の構造体の全容積の約５０％から約９０％の間がチャネルを備える、請求項１１に記載の内部人工器官。
【請求項１３】
前記チャネルが、前記チャネルの最も細い部分で１０ミクロンから１０ｍｍの間のサイズである、請求項１に記載の内部人工器官。
【請求項１４】
前記第１の構造体が、前記内部人工器官の側部の幅よりも小さい最大幅を有する、請求項１に記載の内部人工器官。
【請求項１５】
前記骨格構造体の前記最大幅が、前記内部人工器官の幅の５％から５０％の間である、請求項１４に記載の内部人工器官。
【請求項１６】
前記第１の構造体が、前記第２材料によって実質的に封じ込められた、請求項１に記載の内部人工器官。
【請求項１７】
前記第２材料が、前記第１の構造体に接合された、請求項１に記載の内部人工器官。
【請求項１８】
前記第２材料が、前記第１の構造体に機械的に接合された、請求項１７に記載の内部人工器官。
【請求項１９】
前記第２材料が、前記第１の構造体に冶金的に接合された、請求項１７に記載の内部人工器官。
【請求項２０】
前記第２材料が、前記第１材料よりも高い密度を有する、請求項１に記載の内部人工器官。
【請求項２１】
前記第１材料および前記第２材料の一方が、３１６Ｌステンレス鋼、コバルトおよびその合金、チタンおよびその合金、ならびにニッケルおよびその合金からなる群から選択される材料を含む、請求項１に記載の内部人工器官。
【請求項２２】
前記第１材料および前記第２材料の一方が、タンタル、レニウム、インジウム、プラチナ、金、銀、イリジウム、ニオブ、およびこれらいずれかの合金からなる群から選択される材料を含む、請求項１に記載の内部人工器官。
【請求項２３】
前記第１材料および前記第２材料の一方が、モリブデン、タングステン、クロミウム、タンタルを被覆したカーボンであるトラベキュラメタル（商標）発泡体、ニオブを被覆したカーボンであるトラベキュラメタル（商標）発泡体からなる群から選択される材料を含む、請求項１に記載の内部人工器官。
【請求項２４】
前記第１材料および前記第２材料の一方が、３１６Ｌステンレス鋼、Ｌ６０５、ＭＰ３５Ｎ（商標）合金、Ｅｌｇｉｌｏｙ（商標）、プラチナ強化放射線不透過性ステンレス鋼（ＰＥＲＳＳ）、Ｎｂ−１Ｚｒ、ニオブ合金、ＮｉＴｉ、Ｂｉｏｄｕｒ（商標）１０８ステンレス鋼、ジルコニウム、ジルコニウム合金、チタン、チタン合金、生物安定性の重合体、および生物吸収性の重合体からなる群から選択される材料を含む、請求項１に記載の内部人工器官。
【請求項２５】
前記内部人工器官がステントである、請求項１に記載の内部人工器官。
【請求項２６】
前記内部人工器官がステントグラフトである、請求項１に記載の内部人工器官。
【請求項２７】
第２材料が、前記第１の構造体によって形成された前記相互連結されたチャネルの少なくとも５０％の中にある、請求項１に記載の内部人工器官。
【請求項２８】
第１部分および第２部分を有する内部人工器官において、前記内部人工器官は複合材を含んでおり、前記複合材は、
第１材料を含む第１の構造体であって、前記第１の構造体は、相互連結されたチャネルを形成する相互連結された部分を有し、第１の構造体は、前記内部人工器官の前記第１部分、および前記内部人工器官の前記第２部分の両方の中に延在する部分を有する、第１の構造体と、
第２材料であって、前記第２材料は、前記第１の構造体の前記部分の前記相互連結されたチャネルの少なくとも一部の中にあり、前記内部人工器官の前記第１部分の中へ延在する、第２材料とを有しており、
前記第１材料が、前記第２材料とは異なる化学的組成を有する、内部人工器官。
【請求項２９】
前記第１材料と前記第２材料とが、
（ａ）放射線不透過性と、
（ｂ）磁化率と、
（ｃ）降伏強さと、
（ｄ）延性と、
（ｅ）剛性と、
の特性のうちの少なくとも１つにおいて互いに異なる、請求項２８に記載の内部人工器官。
【請求項３０】
前記第１の構造体の前記相互連結された部分によって形成された前記チャネルの少なくとも約５０％が相互連結された、請求項２８に記載の内部人工器官。
【請求項３１】
前記第１の構造体の前記相互連結された部分によって形成された前記チャネルの少なくとも約７５％が相互連結された、請求項２８に記載の内部人工器官。
【請求項３２】
前記内部人工器官の前記第１部分が、前記内部人工器官の前記第２部分に対して内向きに配置された、請求項２８に記載の内部人工器官。
【請求項３３】
前記複合材が、前記内部人工器官の前記第２部分の中へ延在する前記第１の構造体の部分の前記相互連結されたチャネルの少なくとも一部の中に、第３材料をさらに含む、請求項２８に記載の内部人工器官。
【請求項３４】
前記第１材料、第２材料、および第３材料が、互いに異なる化学的組成を有する、請求項３３に記載の内部人工器官。
【請求項３５】
前記第２材料が、前記第３材料との固溶性が乏しい、請求項３３に記載の内部人工器官。
【請求項３６】
第２材料が、前記内部人工器官の前記第２部分の中へ延在する前記第１の構造体の部分によって形成された前記相互連結されたチャネルの少なくとも５０％の中にある、請求項３３に記載の内部人工器官。
【請求項３７】
第２材料が、前記内部人工器官の前記第１部分の中へ延在する前記第１の構造体の部分によって形成された前記相互連結されたチャネルの少なくとも５０％の中にある、請求項２８に記載の内部人工器官。
【請求項３８】
内部人工器官を作製する方法であって、
少なくとも一部の相互連結されたチャネルの中へ、第２材料を導入する工程であって、前記チャネルは、第１材料から構成される第１の構造体の相互連結された部分によって形成されて、複合材を形成し、前記第１材料と第２材料とが異なる化学的組成を有する、第２材料を導入する工程と、
前記内部人工器官の少なくとも一部を形成するように、前記複合材を使用する工程とを含む、方法。
【請求項３９】
乾燥した複合材を形成するように、粉末状の第２材料が、前記第１の構造体の前記相互連結されたチャネルの少なくとも一部の中へ導入される、請求項３８に記載の方法。
【請求項４０】
粉末状の前記第２材料を散布するために、前記第１の構造体を攪拌する工程をさらに含む、請求項３８に記載の方法。
【請求項４１】
前記攪拌する工程が、前記第１の構造体を振ったり、振動させたり、または遠心的に回転させたりする工程を含む、請求項４０に記載の方法。
【請求項４２】
乾燥した前記複合材を圧力の下で固める工程をさらに含む、請求項３８に記載の方法。
【請求項４３】
前記固める工程が、冷間プレス加工、焼結、または熱間プレス加工によって行われる、請求項４２に記載の方法。
【請求項４４】
溶融した第２材料が、前記第１の構造体の前記相互連結されたチャネルの少なくとも一部の中へ導入される、請求項３８に記載の方法。
【請求項４５】
前記第２材料が、前記第１の構造体よりも低い溶融温度を有する、請求項４４に記載の方法。
【請求項４６】
前記第２材料を、前記第１の構造体の前記相互連結されたチャネルの少なくとも一部の中へ導入する前に、前記第２材料を真空誘導スカル法によって溶融する工程をさらに含む、請求項４４に記載の方法。
【請求項４７】
前記第２材料がチタンを含み、前記第１の構造体がタンタルを含む、請求項４４に記載の方法。
【請求項４８】
前記第１の構造体が金型の中に配置され、溶融された第２材料が前記金型の中へ導入される、請求項４４に記載の方法。
【請求項４９】
前記複合材が、
第１材料から金型を作製する工程であって、前記金型が、相互連結されたチャネルを形成する相互連結された部分を有する、工程と、
溶融した第２材料を前記相互連結されたチャネルの中へ導入する工程とによって形成される、請求項３８に記載の方法。
【請求項５０】
前記金型が、
金型の中に溶融した第１材料を導入する工程であって、前記金型が、前記相互連結されたチャネルの形状のセラミック製の芯を有しており、前記金型が前記第１材料を硬化させ、前記セラミック製の芯が前記金型の少なくとも一の端部まで延在する、第１材料を導入する工程と、
前記硬化した第１材料の中に前記相互連結されたチャネルを残すように、前記セラミック製の芯を除去する工程と、によって作製される、請求項４９に記載の方法。
【請求項５１】
前記複合材が、第１の構造体をマットの形状に形成する工程と、前記マットに第２材料の層と重ねる工程と、前記マットを前記第２材料に接合する工程とによって形成される、請求項３８に記載の方法。
【請求項５２】
前記マットが、焼き鈍しまたは拡散接合によって前記第２材料に接合される、請求項５１に記載の方法。
【請求項５３】
前記マットに第３材料の層を重ねる工程をさらに含む、請求項５１に記載の方法。
【請求項５４】
前記第３材料の層が、前記第２材料の層から前記マットの対向面にある、請求項５３に記載の方法。
【請求項５５】
前記第３材料が、前記第２材料とは異なる化学的組成を有する、請求項５３に記載の方法。
【請求項５６】
前記複合材をビレットにするよう密度を高める工程をさらに含む、請求項３８に記載の方法。
【請求項５７】
前記複合材が、前記複合材に熱および静液圧をかけることによって密度が高められる、請求項５６に記載の方法。
【請求項５８】
棒を形成するように、前記ビレットを熱間プレス加工、熱間押し出し、または鍛造する工程と、前記棒をガンドリルで穴開けする工程と、前記穴開けされた棒を管へと引き抜き加工する工程と、前記内部人工器官を形成するように、前記管をレーザー切断する工程とをさらに含む、請求項５６に記載の方法。
【請求項５９】
前記内部人工器官を生物学的適合性のある材料で被覆する工程をさらに含む、請求項５８に記載の方法。
【請求項６０】
第２材料が、前記第１の構造体の前記相互連結された部分の少なくとも５０％の中へ導入される、請求項３８に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、内部人工器官（例えばステント）などの医療用装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
体は、動脈、他の血管、およびその他の体の管腔などの様々な通路を含む。これらの通路は、時折、閉塞したり、または弱ったりする。例えば、通路は腫瘍によって閉塞されたり、血小板によって制止されたり、または動脈瘤によって弱くされたりすることがある。このようなことが起こったとき、通路は、医療用の内部人工器官（ｅｎｄｏｐｒｏｓｔｈｅｓｅｓ）を用いて、再開または強化、あるいは交換さえもされることができる。内部人工器官は、典型的に、体の管腔内に配置される管状の部材である。内部人工器官の例は、ステント、被覆ステント、およびステントグラフトを含む。
【０００３】
内部人工器官は、内部人工器官が所望の部位に運ばれるように、内部人工器官を小型のまたは小さくされたサイズの形で支持するカテーテルによって体の内部に送達可能である。その部位に到達すると、例えば内部人工器官が管腔の壁に接触できるように、内部人工器官が拡張される。
【０００４】
拡張機構は、内部人工器官を径方向に強制的に拡張することを含み得る。例えば、拡張機構は風船を有するカテーテルを含むことができ、風船によって拡張可能な内部人工器官を有する。風船は、拡張された内部人工器官を変形し、管腔の壁に接触する所定の位置に固定するように膨らまされることができる。次に風船がすぼまされて、カテーテルが抜かれることができる。
【０００５】
別の送達技術では、内部人工器官は、例えば弾性的にまたは材料の相変化を介して、可逆的に収縮および拡張が可能である弾性材料から形成される。体への挿入の際には、内部人工器官は小型にされた状態に抑制されている。所望の埋め込み部位に到達すると、例えば、外側被覆などの抑制装置を外すことによって抑制が外されて、内部人工器官が、それ自体の内部の弾性回復力によって、自ら膨張できるようにする。
【０００６】
内部人工器官が体の中を前進されるとき、内部人工器官が目的の部位に正しく送達可能であるように、内部人工器官の進行が監視（例えば追跡）されることができる。内部人工器官が目的の部位に届けられた後、内部人工器官は、内部人工器官が正しく配置されたか、および／または正しく機能しているかを判定するために監視されることができる。医療用装置を監視する方法は、Ｘ線蛍光透視法、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）、および磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）を含む。
【発明の開示】
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本発明の態様は、内部人工器官（例えばステント、グラフト、ステントグラフトなど）を含む医療用装置、およびその医療用装置を作製する方法を特徴とする。一態様では、少なくとも部分的に複合材からなる内部人工器官が提供される。複合材は、第１材料を有し、相互連結されたチャネルを形成する相互連結された部分を有する第１の構造体を含む。第２材料は、相互接続されたチャネルの少なくとも一部の中にある。第１材料と第２材料とは、異なる化学的組成を有する。
【０００８】
別の態様では、内部人工器官は、第１部分と第２部分とを有することを特徴とする。内部人工器官は、第１材料を含み、相互接続されたチャネルを形成する相互連結された部分を有する第１の構造体を有する複合材を含む。第１の構造体は、内部人工器官の第１部分と内部人工器官の第２部分との両方の中へ延在する部分を有する。第１材料とは異なる化学的組成を有する第２材料は、内部人工器官の第１部分の中へ延在する第１の構造体の部分の相互連結されたチャネルの少なくとも一部の中にある。
【０００９】
実施形態は、１つまたは複数の以下の特徴を含んでよい。
第１材料と第２材料とは、内部人工器官の少なくとも１つのパラメータ（例えば放射線不透過性、磁化率、膨張圧力、圧縮力、軸方向の可撓性、径方向の剛性）に影響を及ぼし得る、少なくとも１つの材料特性（例えば密度、質量吸収係数、降伏強さ、伸び率、係数）において、互いに異なってよい。第１材料と第２材料とは、内部人工器官に対して異なる特性をそれぞれ与えてよい。第１材料および／または第２材料は、金属または合金を含んでよい。第１材料および第２材料の一方または両方は、生物分解性または生物安定性の重合体を含んでよい。第１材料および第２材料の一方または両方は、例えば、鉄およびその合金（例えばステンレス鋼）、コバルトおよびその合金、チタンおよびその合金、ならびにニッケルおよびその合金などの高強度材を含んでよい。第１材料と第２材料との一方または両方は、放射線不透過性の材料、例えば、タンタル、レニウム、インジウム、プラチナ、金、銀、イリジウム、ニオブ、モリブデン、およびこれらいずれかの合金を含んでよい。第１材料と第２材料との一方または両方は、モリブデン、タングステン、クロミウム、タンタルを被覆したカーボンであるトラベキュラメタル（Ｔｒａｂｅｃｕｌａｒ  Ｍｅｔａｌ）（商標）発泡体、およびニオブを被覆したカーボンであるトラベキュラメタル（商標）発泡体を含んでよい。第１材料と第２材料との一方または両方は、３１６Ｌステンレス鋼、Ｌ６０５、ＭＰ３５Ｎ（商標）合金、Ｅｌｇｉｌｏｙ（商標）、プラチナ強化放射線不透過性ステンレス鋼（ＰＥＲＳＳ）、Ｎｂ−１Ｚｒ、ニオブ合金、ＮｉＴｉ、Ｂｉｏｄｕｒ（商標）１０８ステンレス鋼、ジルコニウム、ジルコニウム合金、チタン、チタン合金、生物安定性の重合体、および生物吸収性の重合体を含んでよい。
【００１０】
チャネルは、孔または中空通路の形態を有してよく、規則的または不規則な断面を有してよい。チャネルは、最も狭い部分において直径で約１０ミクロンから約１０ｍｍの間であってよい。第１の構造体の相互連結された部分によって形成されるチャネルの少なくとも約５０％（例えば少なくとも約７５％）が、相互接続されてよい。第１の構造体の相互接続された部分によって形成されるチャネルの実質的に全部が、第１の構造体の外部に開いている少なくとも１つのチャネルに連結されてよい。第１の構造体の全体積の約１０％から約９０％の間（例えば約５０％から約９０％の間）が、チャネルを備えてよい。
【００１１】
第１の構造体は、中実および中空の部分を有してよく、中実の部分は、金属および／または重合体から形成される連続的または不連続な枠組みであってよく、中空の部分は、孔、チャネル、隙間、空隙、および／または開口領域を含んでよい。第１の構造体は、例えば発泡体、ワイヤを織ったメッシュ、プラズマ噴霧沈積物、編まれたワイヤ、絡ませられたワイヤ、ハチの巣状体、またはこれらのいずれかの組み合わせの形態であってよい。第１の構造体は、内部人工器官の壁の幅または厚さ（例えば内部人工器官の圧縮部の幅または厚さ）より小さい、例えば５％から９０％の間の幅、例えば最大幅を有してよい。
【００１２】
第１の構造体は、第２材料によって、または第２材料と追加の材料（例えば第３材料、第４材料など）との組み合わせによって、部分的にまたは実質的に封じ込められてよい。第２材料は、第１の構造体に接合、例えば機械的に接合、接着的に接合、および／または冶金的に接合されてよい。内部人工器官は、ステントまたはステントグラフトであってよい。
【００１３】
内部人工器官の第１部分は、内部人工器官の第２部分に対して内向きに配置されてよい（例えば、第１部分は、内部人工器官の内部に面してよく、第２部分は、内部人工器官の外部に面してよい）。複合材は、内部人工器官の第２部分の中へ延在する第１の構造体の部分の相互連結されたチャネルの少なくとも一部の中に、第３材料をさらに含んでよい。第１材料、第２材料、および第３材料は、互いに異なる化学的組成を有してよい。第２材料は、第３材料とは低い固溶性を有し、それはすなわち、第２材料と第３材料とが、冶金的に互いに接合できない、または不十分にしか接合できず、それによって、第１の構造体のない場合に内部人工器官に層間剥離の危険性があり得るということである。
【００１４】
別の態様では、上述のいずれかに従った内部人工器官を作製する方法が提供される。この方法は、第１の構造体の相互連結された部分によって形成された少なくとも一部の相互連結されたチャネルの中へ第２材料を導入することによって複合材を形成することを含み、このとき、第１の構造体は、第２材料とは異なる化学的組成を有する第１材料を含む。複合材は、内部人工器官の少なくとも一部を形成するのに用いられる。
【００１５】
実施形態は、１つまたは複数の以下の特徴を含んでよい。
粉末形状の第２材料が、第１の構造体の相互連結されたチャネルの少なくとも一部の中へ導入されて、乾燥した複合材を形成し、その複合材が、圧力の下、例えば冷間加圧成形、焼結、または熱間静水圧圧縮成形で複合体へと固められる。第１の構造体は、例えば第１の構造体を振ったり、振動させたり、遠心的に回転させたりすることによって攪拌されてよく、それが粉末状の第２材料の配分を助けてよい。
【００１６】
溶融形態の第２材料は、第１の構造体のチャネルの少なくとも一部の中に導入されてよい。第２材料は、第１の構造体よりも低い溶融温度を有してよい（例えば、第２材料はチタンであってよく、第１の構造体はタンタルからなってよい）。第２材料は、真空誘導スカル法によって溶融されてよい。第１の構造体が金型の中に配置されてよく、溶融した第２材料が金型の中へ導入されてよい。第１の構造体は、例えば第１の構造体を振ったり、振動させたり、遠心的に回転させたりすることによって攪拌されてよく、それが溶融した第２材料の分布を助けてよい。
【００１７】
第１の構造体の形状の中空の通路を有する金型は、第２材料から成形されてよく、第１材料（例えば溶融したまたは粉末状の第１材料）が中空の通路の中へ導入されてよい。金型は、金型を振ったり、振動させたり、遠心的に回転させたりすることによって攪拌されてよく、それが第１材料の配分を助けてよい。金型は、第１の構造体の形状であって、金型の少なくとも一方の縁部まで延在する取り外し可能な芯（例えばセラミック芯）を有する金型の中へ、溶融した第２材料を導入する工程と、第２材料を硬化させる工程と、硬化された第２材料に中空の通路を残すように、取り外し可能な芯を除去する工程と、溶融した第１材料を、硬化した第２材料の中空の通路の中へ導入する工程とによって形成されてよい。取り外し可能な芯は、溶脱、灰化、または他の適切な手段によって除去されてよい。
【００１８】
第１の構造体は、相互連結されたチャネルを有するマットの形状で作製されてよく、次に、そのマットが第２材料の層で覆われ、例えば焼き鈍し、または拡散接合によって、第２材料の層に接合される。マットは、例えば第２材料の層からマットの対向する面の上に、または第２材料で覆われていないマットの領域において、第３の材料の層で覆われ、第３の材料の層に接合されてよい。第３材料は、第２材料とは異なる化学的組成を有してよい。
【００１９】
複合材は、例えば、熱および静水圧（静液圧）をかけることによって、密度を高められてビレットにされてよい。ビレットは、内部人工器官を形成するようにさらに加工されてよい。例えば、ビレットは、熱間加圧成形、熱間押し出しまたは鍛造（例えば、旋回鍛造機（ＧＦＭ）鍛造、プレス鍛造、密閉型鍛造）されて棒が形成されてよく、その棒が中空にされ（例えばガンドリルで穴開けされ）て、ステント管へと引き抜き加工されてよい。ステント管は、ステントを形成するようにレーザー切断されてよい。切断に影響を受けた領域は除去されてよく、ステントは仕上げ（例えば精密研磨）をされてよい。生物分解性の被覆が、内部人工器官に塗布、例えば内部人工器官の内表面に、内部人工器官の外表面に、または内部人工器官の全体に被覆されてよい。
【００２０】
実施形態は、１つまたは複数の以下の利点を含んでよい。
内部人工器官の構成要素は、複合材ではなく単一の材料からなる内部人工器官からは得られない所望の特性（例えば機械的特性または物理的特性）を備えた内部人工器官を提供するように選択されてよい。例えば、内部人工器官は、高い強度と、例えば埋め込みの際に医師によって容易に観察可能であるような十分な放射線不透過性との両方を有することがしばしば望ましい一方で、多くの放射線不透過剤は、高強度合金において限られた固溶性を有する。本明細書に開示された複合体を使用することによって、この目的のために十分な、高強度の合金と放射線不透過剤との組み合わせができるようになる。構成要素は、他の内部人工器官のパラメータ、例えば強度、剛性、放射線不透過性、降伏強さ、延性、磁化率、生物分解性などが最適化可能であるように選択されてよい。内部人工器官の構造の中への組織の内向きの成長が、助長されることができる。内部人工器官の管腔、例えばステントの管腔の中への組織の内向きの成長は、妨げられることができる。第１の構造体のない場合に起こり得るよりも層間剥離の危険性の低い内部人工器官を形成するように、低い固溶性を有する材料が重ねられてよい。
【００２１】
その他の態様、特徴、および利点は、本発明の好ましい実施形態の説明および特許請求の範囲から明らかになろう。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２２】
図１を参照して、ステント２０は、複数の帯状部２２と、隣接する帯状部の間に延在し、隣接する帯状部を連結する複数の連結部２４とによって形成される管状の部材の形態を有する。使用時には、ステント２０を管の壁に接触させ、それによって管の通りを維持するように、帯状部２２が当初の小さい直径からより大きい直径へと拡張されてよい。連結部２４は、ステント２０に可撓性および適合性を与えてよく、それによってステントは管の輪郭に適合できる。
【００２３】
図２を参照して、ステント２０は、第１材料２９と、第１材料２９の化学組成とは異なる化学的組成を有する第２材料３４とを含む複合材２６を含む。複合材２６は、第１材料２９を含み、チャネル３０を形成する相互接続部３１を有する第１の構造体２８を設け、第２材料３４をチャネル３０の中へ導入することによって作製される。第２材料３４は、チャネルの全てまたはいくらかを全体的にまたは部分的に満たすことができる。例えば、図２に示すように、第２材料３４は第１の構造体２８のチャネル３０を満たし、第１の構造体２８の回りに延在して、第１の構造体を封じ込める、または完全に覆う。第２材料３４は、第１の構造体によって形成された相互接続されたチャネルの少なくとも５０％（例えば、第１の構造体によって形成された相互接続されたチャネルの少なくとも６０％、第１の構造体によって形成された相互接続されたチャネルの少なくとも７０％、第１の構造体によって形成された相互接続されたチャネルの少なくとも８０％）の中にあってよい。このようにして、第２材料３４は、第１の構造体２８との接合を形成するように、第１の構造体２８と直接接触する。第１材料と第２材料との間の接合は、材料と材料との間に拡散層を有する冶金的な接合であることができるか、または接合は、拡散層のない機械的な接合であることができる。
【００２４】
いくつかの実施形態では、チャネルの少なくともいくらかが相互連結（チャネルの少なくとも２５％が相互連結、チャネルの少なくとも３０％が相互連結、チャネルの少なくとも４０％が相互連結、チャネルの少なくとも５０％が相互連結、チャネルの少なくとも６０％が相互連結、チャネルの少なくとも７０％が相互連結、チャネルの少なくとも７５％が相互連結、チャネルの少なくとも８０％が相互連結）される。チャネルの相互連結の程度は、第１の構造体をエポキシ樹脂内で鋳造し、鋳造物を平らな断面になるまで研磨し、連結されているチャネル交差部の数と連結されていないチャネル交差部の数とを、例えば顕微鏡を用いて数え、これらの値を百分率に変換することによって測定可能である。
【００２５】
いくつかの実施形態では、チャネルが第２材料で満たされているとき、チャネルの相互連結は、第２材料が、第１の構造体と相互に織られた、または相互に結ばれた第２の構造体を形成するようにされる。このように相互に織ることの結果、第１の構造体と第２材料との間の機械的接合が強化され得る。
【００２６】
複合材料は、目的に合った物理的性質（密度、剛性、および放射線不透過性など）および／または機械的性質（降伏強さおよび延性など）を備えた内部人工器官を提供することができる。例えば、純粋なタンタルからなるステントは、良好な生物学的適合性と、磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）の際に良好な透視を与える低い磁化率とを有することができる。しかし、いくつかの実施形態では、純粋なタンタルは、放射線不透過性が高すぎ、その結果、Ｘ線蛍光透視法またはコンピュータ断層撮影（ＣＴ）の際のステントの体積およびステントの回りの組織の透視が不明瞭になることがある。放射線不透過性を下げるために、ステントは、タンタルを含む構成要素（例えば第１の構造体、第２材料、第３材料）と、チタンなどのより低密度の材料を含む構成要素とを含む複合材料から作製されることができる。チタンは、タンタルよりも密度が低く、この複合材のサンプルの放射線不透過性は、タンタルからなる、それ以外は同一のサンプルに対して低くなる。同時に、チタンは、良好な生物学的適合性と低い磁化率とを有するので、この複合材は、良好な生物学的適合性およびＭＲＩ適合性をやはり有する。さらに、チタンは高い降伏強さを有するので、この複合材は、タンタル単体に対して、より大きい強さを有する。モリブデン、ニオブ、プラチナ、およびこれらの合金など、他の高密度材料が、タンタルについて上述したのと同様に変更可能である。放射線不透過性を低くすることは、壁の厚いステント（末梢血管ステントなど）に特に有利であろう。別の例としては、複合材は、また、ニチノール成分を有するタンタル粒子を含む構成要素を組み合わせることなどによって、内部人工器官の放射線不透過性を増すために使用可能である。放射線不透過性を増すことは、壁の薄いステントに特に有利であり、ステント上の放射線不透過性の印の必要をなくすることができる。このような構成要素を組み合わせるとき、第１材料または第２材料のどちらかが、任意の所望の性質を高めるために使用可能である。例えば、第１材料または第２材料のどちらかが、装置の強度を高めるため、または装置の放射線不透過性を高めるために選択されることができる。
【００２７】
装置の機械的性質を高めるように、材料が選択されることも、また可能である。理論による拘束は望まないが、複合材の剛性（引っ張り係数）および／または強さ（降伏強さ）を（他の材料のみからなる同様の装置の強さと比較して）増すために、１つの構成要素が選択可能であると考えられる。例えば、タンタル、タングステン、および／またはレニウムは、チタンまたはニオブを含む構成要素の剛性を、純粋なチタンまたはニオブと比較して、増すことができる。機械的性質が高くなることで、ステントの性能を落とすことなく、ステントがより薄い壁厚を備えて形成されることができるようになる。壁のより薄いステントは、蛇行した通路を介してより容易に送達可能であり、体内のより小さい管の中に植え込み可能であり、また、ステントを介してより多くの流体が流れることができるようになる。
【００２８】
いくつかの実施形態における第１の構造体は、複合材料を含む内部人工器官を小さくして、その後、管を支持するように拡張できる機械的性質を有する１つまたは複数の生物学的適合性のある材料をそれ自体が含むことのできる第１材料を含む（例えば、その第１材料から製造される）。いくつかの実施形態では、内部人工器官の材料は、約２０〜１５０ｋｓｉの極限引っ張り強さ（ＵＴＳ）（破壊までに約１０％を超える延伸）と、約１０から６０ｍｓｉの弾性係数とを有することができる。内部人工器官が拡張されると、材料は約０．６程度のひずみ度まで延伸可能である。第１の構造体のための第１材料の例は、ステンレス鋼（例えば、３１６Ｌおよび３０４Ｌステンレス鋼、ならびに米国特許出願公開第２００３−００１８３８０号、米国特許出願公開第２００２−０１４４７５７号、および米国特許出願公開第２００３−００７７２００号に述べられるように、ステンレス鋼と、５〜６０重量％の１つまたは複数の放射線不透過性要素（例えばＰｔ、Ｉｒ、Ａｕ、Ｗ）とを含む合金（ＰＥＲＳＳ（商標）））、ニチノール（ニッケル・チタン合金）、エルジロイ（Ｅｌｇｉｌｏｙ）、Ｌ６０５合金、ＭＰ３５Ｎ、チタン、チタン合金（例えばＴｉ−６Ａ１−４Ｖ、Ｔｉ−５０Ｔａ、Ｔｉ−１０Ｉｒ）、プラチナ、プラチナ合金、クロミウム、クロミウム合金、モリブデン、モリブデン合金、ニオブ、ニオブ合金（例えば、Ｎｂ−ｌＺｒ）、Ｃｏ−２８Ｃｒ−６Ｍｏ、タンタル、およびタンタル合金を含む。材料のその他の例は、１９９３年９月２６日出願の同一出願人による「Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｄｅｖｉｃｅｓ  ａｎｄ  Ｍｅｔｈｏｄｓ  ｏｆ  Ｍａｋｉｎｇ  Ｓａｍｅ」という表題の米国特許出願第１０／６７２，８９１号、および「Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｄｅｖｉｃｅｓ  ａｎｄ  Ｍｅｔｈｏｄｓ  ｏｆ  Ｍａｋｉｎｇ  Ｓａｍｅ」という表題の米国特許出願第１１／０３５，３１６号に述べられている。他の材料は、例えば、Ｓｃｈｅｔｓｋｙ、Ｌ．  ＭｃＤｏｎａｌｄ著、「Ｓｈａｐｅ  Ｍｅｍｏｒｙ  Ａｌｌｏｙｓ」、Ｅｎｃｙｃｌｏｐｅｄｉａ  ｏｆ  Ｃｈｅｍｉｃａｌ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ  （第３版）、Ｊｏｈｎ  Ｗｉｌｅｙ  ＆  Ｓｏｎｓ、１９８２年、第２０巻、ｐｐ．７２６〜７３６、および２００３年１月１７日出願の同一出願人による米国特許出願第１０／３４６，４８７号に述べられる、超弾性または擬弾性の金属合金などの生物学的適合性のある弾性金属を含む。
【００２９】
いくつかの実施形態では、第１の構造体は、ＭＲＩによる透視性を高める１つまたは複数の材料を含む。ＭＲＩ材料の例は、非鉄金属（例えば銅、銀、プラチナ、または金）、および常磁性要素（例えばジスプロシウムまたはガドリニウム）を含む、テルビウムジスプロシウム、ジスプロシウム、およびガドリニウムなどの非鉄金属合金を含む。代替として、またはこれに追加して、画像化の際に、例えばステントに隣接した、および／またはステントの回りの組織の画像化と干渉することのある磁化率アーティファクトを低減するために、第１の構造体は、低い磁化率を有する１つまたは複数の材料を含むことができる。磁化率の低い材料は、タンタル、プラチナ、チタン、ニオブ、銅、クロミウム、モリブデン、および１つまたは複数のこれらの要素を含む合金など、上述された材料を含む。
【００３０】
いくつかの実施形態における第２材料は、第１材料の化学的組成が第２材料の化学的組成と異なる場合、例えば、第１の構造体について上述された材料など、１つまたは複数の生物学的適合性のある材料を含むことができる。第２材料が、放射線不透過性を高める１つまたは複数の放射線不透過性の材料を含む実施形態では、粒子は、原子番号が２６を超え（例えば４３を超え）、および／または密度が約９．９ｇ／ｃｃを超える金属性の要素を含んでよい。特定の実施形態では、放射線不透過性の材料は、Ｘ線の吸収性が比較的あり、例えば、１００ｋｅＶにおいて少なくとも２５ｃｍ-1（例えば少なくとも５０ｃｍ-1）の線形減衰係数を有する。いくつかの放射線不透過性材料は、タンタル、プラチナ、イリジウム、パラジウム、ハフニウム、タングステン、金、ルテニウム、およびレニウムを含む。放射線不透過性の材料は、鉄、ニッケル、コバルト、またはチタンなどの１つまたは複数の他の要素を有する１つまたは複数の上に挙げられた要素を含む、二元合金、三元合金、またはより複雑な合金などの合金を含むことができる。１つまたは複数の放射線不透過性材料を含む合金の例は、米国特許出願公開第２００３−００１８３８０号、米国特許出願公開第２００２−０１４４７５７号、および米国特許出願公開第２００３−００７７２００号に述べられている。代替として、またはこれに追加して、第２材料が、ＭＲＩ透視性を高める１つまたは複数の構成要素または材料を含む実施形態では、第２材料が、ジスプロシウムまたはガドリニウム（例えばＤｙ2Ｏ3またはＧｄ2Ｏ3）の酸化物または炭化物の層、超常磁性の材料（例えばＦｅ3Ｏ4、ＣｏＦｅ2Ｏ4、ＭｎＦｅ2Ｏ4またはＭｇＦｅ2Ｏ4）、および／または遷移金属酸化物（例えば、Ｆｅ、Ｃｏ、Ｎｉの酸化物）を含んでよい。したがって、第２材料の化学的組成は金属材料（例えば金属および合金）に限定される必要はなく、粒子は、上に挙げられた例示的な材料によってさらに示されるように、セラミックなどの非金属成分、例えば酸化物（例えば酸化アルミニウム）、炭化物（例えば炭化ケイ素）、および窒化物（例えば窒化チタン）を含んでよい。
【００３１】
複合材中の第１材料と第２材料との相対量は、用いられる特定の材料、および要求される内部人工器官の１つまたは複数のパラメータに依存して異なってよい。例えば、複合材は、放射線不透過性が求められる場合、約１容積パーセントから約５０容積パーセントの間の放射線不透過性材料を有してよい。特定の実施形態では、放射線不透過性の材料は、典型的に、より少ない量、例えば約１容量パーセントから約３０容量パーセントの間で存在する必要のある高密度材料、例えばプラチナである。特定の実施形態では、放射線不透過性の材料は、より密度の低い材料（例えばニオブ）であり、いくらか多い量、例えば約２０容量パーセントから約５０容量パーセントの間、存在する。
【００３２】
別の例では、複合材は、内部人工器官の剛性を増すように構成された材料を、約２０容量パーセントから約８０容量パーセントの間、含んでよい。例えば、従来技術のステントと同様の剛性を有するステンレス鋼が、例えば約６０容量パーセントから約８０容量パーセントの間混ぜられ、一方で、高い係数を有する材料が、例えば約２０容量パーセントから約４０容量パーセントの範囲の量含まれることができる。
【００３３】
別の例では、複合材は、複合材の降伏強さを増すように構成された材料を、約２０容量パーセントから約８０容量パーセントの間含んでよい。例えば、従来技術のステントと同様の降伏強さを有するステンレス鋼が、例えば約６０容量パーセントから約８０容量パーセントの間混ぜられることができ、一方で、高い降伏強さを有する材料（例えばＴｉ−６Ａ１−４Ｖ）が、例えば約２０容量パーセントから約４０容量パーセントの範囲の量含まれることができる。
【００３４】
図３は、第２材料を全て除いた第１構造体４０の一実施形態の３次元図である。この実施形態では、第１の構造体４０は、相互連結されたチャネル４４を形成する一連の相互連結された部分４２からなっている。例えば、第１チャネルおよび第２チャネルは、平面を形成するようにともに連結されてよく、少なくとも他の１つのチャネル（少なくとも２つのチャネル、少なくとも３つのチャネル、少なくとも４つのチャネル、少なくとも５つのチャネル）が、第１チャネルまたは第２チャネルに直接連結され、平面に対して直角に延在してよい。チャネルの少なくともいくらかは、２つ以上のチャネルに相互連結されてよく（例えば少なくとも２つのチャネル、少なくとも３つのチャネル、少なくとも４つのチャネル、少なくとも５つのチャネルに相互連結されてよく）、少なくとも２つの異なる方向（例えば少なくとも３つの異なる方向、少なくとも４つの異なる方向、少なくとも５つの異なる方向）に延在する複数のチャネルに連結されてよい。
【００３５】
実質的に全て（例えば  ８０％、９０％、９５％）のチャネル４４が、互いに相互連結される。さらに、第１の構造体の相互連結された部分によって形成される実質的に全てのチャネルが、さらに下記に述べられるように、第２（または第３、または第４など）の材料で、開いた容積を満たすことができるように、または満たすのを容易にするように、第１の構造体の外部に開いている少なくとも１つのチャネル（図示せず）に連結されてよい。いくつかの実施形態では、チャネルの大半は、それ自体が第１の構造体の外部に開いており、例えば、チャネルの５０％が第１の構造体の外部に開いている、チャネルの７５％が第１の構造体の外部に開いている、チャネルの８０％が第１の構造体の外部に開いている、チャネルの９０％が第１の構造体の外部に開いている、チャネルの９５％が第１の構造体の外部に開いている。
【００３６】
図４Ａから４Ｅは、第１の構造体の特定の実施形態を示す。図４Ａは、チャネルが３次元の方式に互いに相互連結した、例えばトラベキュラメタル（商標）発泡体（グラファイトの骨格上のタンタルからなる材料）であることのできる発泡体を示す。図４Ｂは、ワイヤを織ったメッシュからなる単一の層を示し、典型的には、相互連結されたチャネルの３次元のネットワークを形成するように、少なくとも２つのこのような層が重ねられる。単一の層の編まれたワイヤが図４Ｃに示されており、編まれたワイヤは、やはり、典型的に、例えば、少なくとも２つのこのような層を重ねることによって相互連結されたチャネルの３次元のネットワークをもたらすように構成される。図４Ｄは、相互連結されたチャネルの３次元のネットワークを有する絡まされたワイヤを示す。図４Ｅは、やはり典型的に、相互連結されたチャネルの３次元ネットワークをもたらすように構成されてよい、単一層のハチの巣構造体を示す。これらの組み合わせを用いた形状も可能である。第１の構造体は、また、相互連結されたチャネルを形成する実質的に連続的な構造を有する任意の他の形状、またはこのような形状の任意の組み合わせを用いてもよい。
【００３７】
内部人工器官の一実施形態が図５に示されている。概ね円筒形の内部人工器官１００は、内部人工器官１００の内側部分を構成する第１部分１０２と、内部人工器官１００の外側部分を構成する第２部分１０４とを含む。内部人工器官は、軸方向ではなく長さ方向に第１部分と第２部分とに分割可能であり、追加の部分を含むことができる。内部人工器官１００は、内部人工器官の第１部分１０２および第２部分１０４の両方の中へそれぞれ延在する、部分１０８、１０９を有する第１の構造体１０７を含む複合材１０６からなる。第１の構造体１０８は、第１の構造体の外側へ開いたチャネル１１４を形成する相互連結された部分１１０、１１２を含む。第２材料１２０は、内部人工器官１００の第１部分１０２の中へ延在する、第１の構造体１０７の部分１０８のチャネルの中にある。第２材料１２０の層１２２が、また、内部人工器官の第１部分の中へ延在する第１の構造体１０７の部分１０８の内側に面する面を封じ込める。内部人工器官の第２部分の中へ延在する第１の構造体１０７の部分１０９のチャネルは、実質的に開いた、または満たされない状態に保たれる。このような開いたチャネルによって、内部人工器官が埋め込みまたは配置された後、組織の内向きの成長が助長されてよく、それが生体内において内部人工器官を安定化させる利点があってよい。第２材料の層は、内部人工器官の管腔の中へ組織がさらに内向きに成長するのを妨げる障壁として働いてよい。
【００３８】
概ね円筒形の内部人工器官２００である図６に示される別の実施形態は、内部人工器官の内側部分を構成する第１部分２０２と、内部人工器官の外側部分を構成する第２部分２０４とを含む。内部人工器官２００は、内部人工器官の第１部分２０２および第２部分２０４の両方の中へそれぞれ延在する、部分２０８、２０９を有する第１の構造体２０７を有する複合材２０６を含む。第１の構造体２０８は、第１の構造体の外側へ開いた相互連結されたチャネル２１４を形成する相互連結された部分２１０、２１２を含む。第２材料２２０は、内部人工器官２００の第１部分２０２の中へ延在する、第１の構造体２０７の部分２０８のチャネル２１４の中にある。第２材料２２０の層２２２が、また、内部人工器官の第１部分の中へ延在する第１の構造体２０７の部分２０８の内側に面する面を封じ込める。第３の材料２３０が、内部人工器官２００の第２部分２０４の中へ延在する、第１の構造体２０７の部分２０９のチャネル２１４の中にある。第３材料の層２３２が、内部人工器官２００の第２部分２０４の中へ延在する第１の構造体２０７の部分２０９の外側に面する面を封じ込める。このような構成によって、それぞれが生物学的適合性のある第２材料および第３材料によって、実証されていない材料を完全に封じ込めさせ、実証された生物学的適合性を有さない材料からなる第１の構造体を使用できるようになり、それによってこの内部人工器官を生物学的に適合させる。永久的なおよび完全な封じ込めがない場合、長年にわたる良好な埋め込みの臨床経験を有する生物学的適合性のある材料のみが、典型的に使用される。封じ込めによって、特異な性質を有するが、埋め込みの臨床経験のない材料（例えば、ＭＲＩの磁化率適合性には銅、ＭＲＩの磁化率適合性および放射線不透過率の向上には銀、高剛性および放射線不透過性の向上にはタングステン）が使用可能である。いくつかの実施形態では、第１、第２、および第３の材料のうちの１つまたは複数が、生物分解可能および／または生物吸収可能であってよい。このようにして、内部人工器官が配置の前に通される管腔の損傷を減らすまたは防ぐことのできる、内部人工器官の滑らかな外表面をもたらすために、例えば、生物分解可能な第３の材料を用いて部人工器官の封じ込めができるようになり、一方でまた、内部人工器官の外側に開かれた第１の構造体のチャネルが露出されて空にされ、それによって上述のように組織の内向きの成長ができるようになる。
【００３９】
図７は、ステント２０を作製する方法３４０である。図示のように、方法３４０は、複合体を形成する工程（工程３４２）と、ステント２０の管状の部材を構成する管を形成するように複合体を使用する工程（工程３４４）とを含む。管は、次に、未完成のステントを作製するために、帯状部２２および連結部２４を形成するように切断される（工程３４６）。次に、切断に影響された未完成のステントの領域が除去される（工程３４８）。未完成のステントが、ステント２０を形成するように仕上げられてよい（工程３５０）。
【００４０】
複合材を形成する工程（工程３４２）と、管を形成するように複合材を使用する工程（工程３４４）とは、任意選択で、単一の工程として行われることができ、その場合、複合材が合せられる際に、複合材が管の形状に形成される。また、管を切断する工程と、切断に影響された領域を除去する工程とは省いてもよく、例えば、その場合、複合材が最終形状または内部人工器官の形に成形（例えばステント形状の金型の中で成形）される。
【００４１】
特定の実施形態では、第１の構造体は、最初の工程として形成される。特定の実施形態における第１の構造体は、粉末形状の構造金属が、プラズマトーチを介して通され、小滴が基板の上に叩きつけられる、真空プラズマ噴霧沈積によって作製される。沈積物の多孔度レベルは、粉末の粒子サイズ、ノズルに入る気体の流速、および基板上への噴霧水柱の衝突角度によって制御可能である。所望の場合、多孔質の沈積物を、相当な厚さ、例えば２．５４ｃｍ（１インチ）の厚さまで積み重ねることができる。
【００４２】
特定の実施形態では、ワイヤメッシュの第１の構造体が、格子状の工作物のパターンを形成するように、個々のワイヤを織るまたは編むことによって作製される。編み目または織り目の間の開いた空間は、用いられるワイヤの数（ワイヤが多いと開口部が小さくなる）、用いられるワイヤの太さ、および交差する点の数によって制御可能である。ワイヤは、短い繊維に切り刻まれて転がされて、互いの回りに曲げられて、絡み合いが形成される。絡まされたワイヤは、互いに機械的に付着させられて、ワイヤとワイヤの間に開いた空間を残すことができる。特定の実施形態では、ワイヤの使用の代わりに、またはワイヤの使用と併せて、螺旋状、「Ｓ」状、「Ｃ」状、またはかぎ状を有する金属リングが連結され、絡まされた金属構造体を形成することができる。リングは、刻まれた管から形成可能であるか、または切断され、機械的に形成された薄板／箔から作製可能である。金属の旋削物は、棒または板から機械加工可能である。旋削物のサイズは、棒の寸法、および／または機械加工の際に用いられる工具の寸法、および／または除去される材料の量によって調整可能である。形状は、揺動、振動、翻転、または手または機械による組立によって、機械的に組み合わせ（絡み合わせ）可能である。この技術によって作製される予備成形物は、鎖、塊り、束、またはレンガ状の物であってよい。
【００４３】
特定の実施形態では、ハチの巣の形状の第１の構造体は、平坦な帯状部の材料に、例えばきりもみまたは化学的切削加工によって、穴を作ることによって形成される。平坦な帯状部は、任意選択で、（金属プレス成形装置を用いて）波形または波状になるように作製されてよい。その後、形成された帯状部は、ろう付けされるか、溶接されるか、または機械的に互いに付着させられて、ハチの巣構造を形成することができる。
【００４４】
絡まされたワイヤの構造体を作製するためにワイヤを使用する代わりに、螺旋状、「Ｓ」形状、「Ｃ」形状、またはかぎ状を有する金属リングが互いに連結されて、絡まされた金属構造体を形成することができる。この金属リングは、切り刻まれた管から、または切断されて機械的に形成された薄板／箔からなることができる。金属の旋削物は、棒または板から機械加工可能である。旋削物のサイズは、除去される材料の量、および／または棒の寸法、および／または機械加工の際に用いられる工具の寸法によって調整可能である。形状は、揺動、振動、翻転、または手による組立によって、機械的に組み合わせ（絡み合わせ）可能である。この技術によって作製される予備成形物は、鎖、塊り、束、またはレンガ状の物であってよい。
【００４５】
工程３４２で形成される複合材は、第１材料を含み、相互連結されたチャネルを形成する相互連結された部分を有する第１の構造体と、このチャネルの少なくとも一部の中に配置された第２材料とを含み、第１材料と第２材料とが異なる化学的組成を有する。いくつかの実施形態、例えば、図１０に示された実施形態では、第１の構造体３６２を金属製の缶３６４に入れ、粉末形状の第２材料３６０を缶３６４の中に導入して、第１の構造体３６２のチャネルの少なくともいくらかを満たすことにより、乾燥した複合材３６５が形成される。次に、乾燥した複合材３６５は、圧力の下で密度を高められ、固められ、または圧縮されて、複合体３６６を形成する。第２材料は、第２材料が、チャネルを介して入ったり、移動したりできるように、チャネルの最小幅より小さい粉末粒子サイズ（例えば、約３００ミクロン以下、約１００ミクロン以下、約５０ミクロン以下、約１０ミクロン以下）を有する。任意選択で、第１の構造体は、粉末状の第２材料の導入の際または後に、攪拌され、例えば振られたり、振動させられたり、遠心的に回転させられたりして、粉末を第１の構造体全体に導入または配分することを助ける。乾燥した複合材の固めること（圧密）は、乾燥した複合材を、冷間加圧成形、焼結、または拡散接合（例えば熱間静水圧圧縮成形）することによって行われてよい。このような圧密は、材料をより高密度の塊体へと押し固めてよく、例えば乾燥した複合材を１００％の理論上の密度に近い構成要素になるよう固めてよい。その後、複合材３６６は、フライス削りまたは機械加工されて、ビレット３６８を形成する。
【００４６】
複合材の予備成形物は、例えば密度を増す追加の成形作業によって加工される場合などには、完全に密でなくてよい。例えば、５０％以上の密度である予備成形物は、直径を小さくし、長さを増すように、熱間押し出し、または棒状に熱間圧延されることができ、圧縮成形によって、複合材の中の空隙が閉じ、密度を増すことができる。いくつかの実施形態では、最終的な内部人工器官は、約１００％の理論上の密度（例えば約９９％未満の理論上の密度、約９５％未満の理論上の密度、約９０％未満の理論上の密度、約８５％未満の理論上の密度、約８０％未満の理論上の密度）を有してよい。約１００％の理論上の密度未満の密度を有する内部人工器官は、例えば、治療薬を運ぶのに使用可能である、または組織の内向きの成長を介して埋め込み物の固定を容易にするのに使用可能である多孔性を有してよい。例えば、中実で、連続した圧縮された内表面と、多孔性（約１００％の理論上の密度未満）の圧縮された外表面とを備えたステントは、圧縮部の固定を容易にするように、ステントの構造体の中へ組織が成長することを許すが、一方でステント圧縮部を介する、および管腔の中への組織の内向きの成長は許さない。多孔性の外側の圧縮材は、特定の実施形態では、組織が内向きに速く成長するよう促し得る物質が浸透されており、それによって、ステントは、より低い圧力、より少ない損傷で管の壁へ向かって拡張され、組織が多孔性の外側材料の中へ早く内向きに成長することによって、一部の固定が達成されてよい。
【００４７】
特定の実施形態では、複合体を形成するように、溶融した第２材料が、第１の構造体のチャネルの少なくとも一部の中に導入される。例えば、図１１に示された方法では、第１の構造体３６２が、セラミック製の金型３７２の中に入れられ、溶融した第２材料３７０が、その金型に注入されて、第１の構造体３６２のチャネルにしみ込み、複合体３７８を形成する。溶融した第２材料３７２が、第１の構造体３６２の外側を覆い、第１の構造体３６２を封じ込めできるように、隙間３７４が、第１の構造体３６２とセラミック製の金型３７２の内側壁との間に存在する。第２材料は、真空誘導スカル法によって溶融されてよく、この方法は、溶融した合金が同じ組成の薄い中実の外殻の中に包含されることのできるもので、合金が反応性の高い場合（例えばチタン）に、有利であることができる。第２材料は、任意選択で、第１材料より低い溶融温度を有してよく、例えば、第２材料が（１６６０℃の溶融温度を有する）チタンであり、第１の構造体が（２９９６℃の溶融温度を有する）タンタルであってよい。第１の構造体が金型の中に入れられ、第２材料がその金型に導入され、任意選択で圧力の助けによって、第１の構造体のチャネルの少なくとも一部の中へ流れ込むことができてよい。第１の構造体は、第１の構造体の外側面のいくらかまたは全てが、第２材料で覆われる、または封じ込められるように、金型の中に置かれてよい。任意選択で、第１の構造体を溶融した第２材料に導入する、例えば浸すことによって、または、溶融した第２材料を第１の構造体の中へ真空プラズマ噴霧することによって、溶融した第２材料が、第１の構造体のチャネルの少なくとも一部の中へ導入されてよく、このいずれも、金型を必要としない。
【００４８】
特定の実施形態では、図１２に示されるように、複合材は、第１の構造体の形状の中空の通路を有する金型を、第２材料から作製する工程と、任意選択でやはり圧力の助けによって、溶融した第１材料をこの中空の通路の中へ導入する工程とによって形成される。第１の構造体の所望の形状を有する芯構造体３８０が、容器３８１の中に置かれる。溶融した第２材料３８２が、容器の中へ導入され、硬化するまで置かれる。次に、芯構造体３８０が取り除かれ、芯構造体があったところに中空のチャネルまたは通路３８５を有する、硬化した第２材料の金型３８３が残る。このチャネルは、硬化した第２材料の金型３８３の表面に少なくとも１つの開口部３８６を有し、その開口部の中へ溶融した第１材料３８７が導入されて、複合材３８８を形成する。第１材料３８７は、冷えて硬化するまで置かれる。芯構造体３８０は、第２材料から、例えば灰化、溶脱、溶解などによって、取り除くことのできる材料（例えば、第２材料から例えば溶脱によって取り除くことのできるセラミック）からなる。芯構造体を取り除いたときに、露出されたまたは開口したチャネルをもたらし、第１材料が導入できるように、芯構造体は、少なくとも１つの位置において金型の縁部まで延在する。第２材料とは異なる化学的組成を有する第３材料が、金型の一部として、または第１の構造体の一部として、組み込み可能である。第１材料は、上述のものと同様の形の溶融した形態ではなく、粉末として加えられてよい。
【００４９】
いくつかの実施形態、例えば図８に示されたものでは、複合材は、マット（敷物）３０２の形状の第１の構造体を有する第１材料からなる。マット３０２は、第２材料３０４の層で覆われ、少なくとも一部の第２材料が、マット３０２の少なくとも１つのチャネル３０５に入るように、例えば、焼き鈍し、または拡散接合によって、マットと第２材料が接合される。図９に示されるように、第３材料３０６の層が含まれてもよく、この層は、第２材料の層の側と反対側のマットの側を覆ってよい。このような第３材料は、第２材料、第１材料、またはその両者とは異なる化学的組成を有してよい。このようなやり方で、内部人工器官（例えばステント）が、例えばステントの外側部分とステントの内側部分といった、ステントの第１部分と第２部分とに異なる材料を有して形成可能である。これによって、第１の構造体がないときに材料と材料とが層間剥離を起こす危険のある、互いに固溶度の悪い材料、または一相の均質な固溶体に加工するのが互いに困難な材料の場合に、外側面と内側面とに機械的および／または冶金的に保持された異なる材料を有する内部人工器官が形成できるようになる。例えば、タンタルおよびチタンは、これらの要素がオーステナイト相の安定剤でないため、典型的に、オーステナイト系ステンレス鋼（例えば３１６Ｌ）とは、数重量パーセントを超えて混ぜることができないが、フェライトまたはマルテンサイトなどの他の相は、チタンまたはタンタルを含有する合金で形成でき、この合金は３１６Ｌよりもより磁性を帯状部びた合金となり、それによってＭＲＩの安全性を危うくする。他の例として、チタンの比較的低い放射線不透過性および係数を増すために、イリジウムをチタンと組み合わせることが望まれることがあろうが、純粋なチタンの放射線不透過性および係数に対する合金の放射線不透過性および係数をかなり高めるのには十分でないと思われる最高でも約１０原子百分率のイリジウムのみが、もろい合金相を形成することなく添加可能である。さらに別の例として、タンタルの溶融温度はチタンよりもかなり高いので、タンタルおよびチタンを溶融によって合金にするのは困難である。チタンは、タンタルの前に凝固する傾向にあり、その結果、インゴットが化学的にかなり不均質になる。これによって、成形の際の裂け、および最終的な内部人工器官の不均一な機械的性質につながることがある。
【００５０】
特定の実施形態では、例えば、第２材料によって完全に封じ込められたステントが形成できるようにするため、第３材料が第２材料と同じであってよい。同様のやり方で、縦方向に異なる複合材を有する内部人工器官をもたらすように、第２材料と第３材料との帯状部が、マットの上に重なることができる。このようにすることで、例えば、内部人工器官の放射性不透過性の印として働くように、所望の放射線不透過性の特性を呈する材料の帯状部を含むことができる。同様に、第１の構造体は、第１材料の不連続の層と、第１材料とは化学的構造の異なる追加の材料とを含むことができる。
【００５１】
いくつかの実施形態では、第２材料の層は、蒸着法によって表面上に置かれた第１の構造体を有することができる。例えば、第２材料からなる壁の薄いステント管が引き抜き加工され、ステントの中実の内側層として使用可能であり、第１の構造体が外部層の上に伸ばされて、第１の構造体を形成することができる。
【００５２】
複合材が形成された後、複合材は管へと成形される（工程３４４）。いくつかの実施形態では、例えば、複合材の冷間静水圧圧縮成形、熱間静水圧圧縮成形、または焼結によって、ビレットが複合材から作製される。次にビレットが、例えば、ビレットの熱間押し出しまたは熱間圧延によって、棒の形状に成形されてよい。その後、中空の棒を形成するように、棒がガンドリルで穴開けされ、すなわち棒の中央に縦方向に穴が開けられてよく、次に、内部人工器官のおよそ所望の形状に管を形成するように、引き抜き加工、例えば冷間引き抜き加工されてよい。代替として、正味のサイズに近い棒、管、またはステント管のブランクを作製するのに、金属射出成形が使用可能である。
【００５３】
代替として、またはこれに追加して、機械的複合材からなる管状部材を形成するために、他の熱機械工程も使用可能である。例えば、複合材を形成するのに、第２材料が溶融されている必要はない。第２材料および第１の構造体は、粉末冶金技術（圧力鋳造、焼結、熱間静水圧圧縮成形、および熱間加工など）、スラリー混合、直接レーザー焼結、および真空プラズマ沈積によって組み合わせられ、原材料が形成されて、その後、中空の管状部材などの供給材料へと成形されることができる。異なる濃度の第１および第２（ならびに該当の場合は第３、第４など）の材料を有する複合材を含む医療用装置が、焼結によって、異なる濃度を有する複合材の複数の部分（例えばビレット）を接合することによって作製可能である。続いて、管状部材を形成するように、選択された複合材を金型に加えることによって、異なる濃度の複合材の層を有する内部人工器官（例えばステント）が、形成可能である。
【００５４】
いくつかの実施形態では、部材を目的のサイズおよび形状へと塑性変形させるために、次第に小さくなる環状の開口部を備えた一連の金型を介して、複合材を含む中空の管状部材が引き抜き加工されることができる。塑性変形の圧力が、部材を硬化（および部材の降伏強さを増加）させ、用いられるいくらかまたは全ての材料の粒子を引き延ばして、部材の縦軸に沿って複合材を形成できる。変形された部材は、長くされた粒子構造を、最初の粒子構造、例えば等軸の粒子を含む構造へと変化させるように、熱処理（例えば再結晶化温度を超える温度で焼き鈍し、および／または熱間静水圧圧縮成形）されることができる。再結晶化温度の近くで短時間、部材を加熱することによって、小さいまたは微細な粒子が形成可能である。粒子の成長を促進するために、より高い温度でおよび／またはより長い時間部材を加熱することによって、大きいまたは粗い粒子が形成可能である。
【００５５】
管状になった後、管を切断する（工程３４６）ことによって、図示のように、ステント２０の帯状部２２および連結部２４が形成される。全体が本明細書に援用される米国特許第５，７８０，８０７号に述べられるように、レーザー切断によって、帯状部２２および連結部２４を形成するように、管の選択された部分が除去可能である。特定の実施形態では、レーザー切断の間、溶剤または油などの液体担体が、管の管腔を介して流される。担体は、管の一部分に形成されるあかが、別の部分に沈積するのを防ぐ、および／または管への改鋳材の形成を減らすことができる。機械的加工（例えばマイクロ加工）、放電加工（ＥＤＭ）、および写真食刻（例えば酸による写真食刻）など、管の部分を除去する他の方法が使用可能である。
【００５６】
いくつかの実施形態では、帯状部２２および連結部２４が形成された後、上記の切断作業によって影響を受けた管の領域が除去される（工程３４８）ことができる。例えば、帯状部２２および連結部２４のレーザー加工は、ステント２０の機械的性質および性能に悪影響を及ぼすことのある溶解および再凝固された材料ならびに／または酸化された金属の表面層を残すことがある。この影響を受けた領域は、機械的に（グリットブラストまたはホーニングによるなどして）および／または化学的に（食刻または電解研磨によるなどして）除去可能である。いくつかの実施形態では、工程３４８が行われた後、管状部材は正味形状の構成に近くなることができる。「正味のサイズに近い」とは、仕上がったステントをもたらすために、管が、除去される比較的薄い材料の外被を有することを意味する。いくつかの実施形態では、管は約２５％未満だけ大きいサイズ、例えば約１５％、１０％、または５％未満だけ大きいサイズに形成される。
【００５７】
次に、ステント２０を形成するように、未完成のステントが仕上げられる（工程３５０）。例えば、未完成のステントは、電解研磨によって滑らかな表面まで仕上げられることができる。未完成のステントは、正味サイズの近くまで成形されることができ、ステントを仕上げるのに、未完成のステントの比較的わずかな部分しか除去される必要がない。結果として、（ステントを損傷することのある）さらなる加工、およびコストのかかる材料を減らすことができる。一部の実施形態では、ステントを作るために、化学的切削加工および／または電解研磨によって、約０．０００２５４ｃｍ（０．０００１インチ）のステント材料が除去されることができる。
【００５８】
ステント２０は、所望の形状およびサイズ（例えば冠状動脈ステント、大動脈ステント、末梢血管ステント、消化管ステント、泌尿器ステント、および神経ステント）のものにされることができる。用途によって、ステント２０は、例えば１ｍｍから４６ｍｍの間の直径を有することができる。特定の実施形態では、冠状動脈ステントは、約２ｍｍから約６ｍｍの拡張時直径を有することができる。いくつかの実施形態では、末梢ステントは、約５ｍｍから約２４ｍｍの拡張時直径を有することができる。特定の実施形態では、消化管および／または泌尿器ステントは、約６ｍｍから約３０ｍｍの拡張時直径を有することができる。いくつかの実施形態では、神経ステントは、約１ｍｍから約１２ｍｍの拡張時直径を有することができる。腹部大動脈瘤（ＡＡＡ）ステントおよび胸部大動脈瘤（ＴＡＡ）ステントは、約２０ｍｍから約４６ｍｍの直径を有することができる。ステント２０は、風船拡張式、自己拡張式、または両者の組み合わせ（例えば米国特許第５，３６６，５０４号）であることができる。
【００５９】
使用時には、ステント２０は、カテーテル送達システムを使用して用いられる、例えば、送達および拡張されることができる。カテーテルシステムは、例えばＷａｎｇによる米国特許第５，１９５，９６９号、Ｈａｍｌｉｎによる米国特許第５，２７０，０８６号、Ｒａｅｄｅｒ−Ｄｅｖｅｎｓによる米国特許第６，７２６，７１２号に述べられる。ステントおよびステント送達システムは、また、ミネソタ州、メープルグローブのＢｏｓｔｏｎ  Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ  Ｓｃｉｍｅｄ社から入手可能であるＲａｄｉｕｓ（商標）またはＳｙｍｂｉｏｔ（商標）によって例証される。
【００６０】
複数の実施形態が上述されてきたが、本発明は、そのように限定されるものではない。
例として、ステント２０が全体的に複合材２６から形成されるものとして上記に示されているが、他の実施形態では、複合材は、医療用装置の１つまたは複数の選択された部分を形成する。例として、ステント２０は、１つまたは複数の層が複合材を含み、１つまたは複数の層が複合材を含まない、複数の層を含むことができる。複合材を含む１つまたは複数の層は、同じ複合材料または異なる複合材料を含むことができる。複合材を含まない１つまたは複数の層は、上に挙げた１つまたは複数の生物学的適合性のある材料を含んでよい。複合材料の層のなし方によって、医療用装置の特性を調整および適合させるさらに別の方法がもたらされる。複数の層を含むステントは、例えば米国特許出願公開第２００４−００４４３９７号、およびＨｅａｔｈによる米国特許第６，２８７，３３１号に述べられている。
【００６１】
ステント２０は、被覆ステントまたはステントグラフトの一部であることができる。他の実施形態では、ステント２０は、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、発泡ＰＴＦＥ、ポリエチレン、ウレタン、またはポリプロピレンからなる生物分解性の無孔性または半多孔性の重合体素地を含む、および／またはその重合体素地に付着されることができる。
【００６２】
ステント２０は、米国特許第５，６７４，２４２号、２００１年７月２日出願の米国特許出願第０９／８９５，４１５号、２００２年８月３０日出願の米国特許出願第１０／２３２，２６５号に述べられるような放出可能な治療薬、薬剤、または医薬有効成分を含むことができる。治療薬、薬剤、または医薬有効成分は、例えば、抗トロンボゲン剤、抗酸化剤、抗炎症剤、麻酔薬、抗凝血薬、および抗生物質を含むことができる。
【００６３】
いくつかの実施形態では、ステント２０は、複合材を含むワイヤを作り、そのワイヤを管状の部材に編むおよび／または織ることによって形成可能である。
内部人工器官は、異なる組成を有する複数の複合材を含んでよい。
【００６４】
以下の例は、例示の目的のためであり、限定を意図するものではない。
【実施例１】
【００６５】
チタンの素地が、タンタルの多孔性構造体の回りに鋳造されることができる。公称ワイヤ直径０．０７５ｍｍおよび開口面積７２％を有するＧｏｏｄｆｅｌｌｏｗ社（英国、ハンチントン）製の品番ＴＡ００８７１０（注文番号３４９−７４５−３５）などのタンタル製ワイヤメッシュを、約１ｍｍ厚さの組立体を形成するように重ねることができる。組立体は、セラミック製の金型の３ｍｍの空洞部の中央に懸架されることができる。チタンが、電子線、プラズマ、または誘導スカル溶融によって溶融され、金型の中に注入される。チタンは１６６８℃、タンタルは２９９６℃で溶融するため、液体のチタンがメッシュの開口領域へ流入し、タンタルのメッシュ組立体を封じ込めるとき、タンタルは固体のままである。凝固および冷却の後、セラミック製の金型が、金属の鋳物から溶解または破壊されて除かれることができる。３ｍｍ厚さの鋳物が、鋼またはステンレス鋼で缶詰にされ（封じ込められ）、脱気され、封止されることができる。鋳物の密度を高めるため、容器は１１７７℃（２１５０Ｆ）で８時間、熱間静水圧圧縮で成形されることができる。熱間静水圧圧縮で成形された鋳物は、次に、７００℃のパス間焼き鈍しで、厚さ０．１０ｍｍまで熱間または冷間ロール成形されることができる。次に、帯状部が管へとロール成形され、ＴＩＧシーム溶接されることができる。溶接された管は、次に、溶接部を冷間加工するために、０．０７２の外径および０．０７５ｍｍの壁厚までマンドレル引きされ、それによって溶接部を強化することができる。冠状動脈ステントは、引き抜き加工または熱処理された管から、レーザー加工技術を用いて切り出されることができる。切り出されたステントは、最終寸法および表面仕上げまで電荷研磨されることができる。その結果、主にチタンからなる表面を備え、芯から表面までに一部のタンタルの交差部と、チタンの素地を介するタンタルレーシングの芯とを備えるステントとなる。タンタルはチタンよりも高い密度および係数を有するため、放射線不透過性および剛性を向上させ、チタンはタンタルよりも高い強度を有するので、このステントは、純粋なタンタルから形成された同等のステントよりも、圧縮に対して高い耐性を有するようになる。
【実施例２】
【００６６】
組立体が約１０ｍｍ厚さになり、底部と頂部の層がチタン合金の箔を有するようになるまで、上記の実施例のタンタルメッシュの交互になった層および１ｍｍ厚さのＴｉ  ６Ａ１−４Ｖ箔（Ｇｏｏｄｆｅｌｌｏｗ社製  ＴＩ０１０５００）を、重ねることができる。次に、チタン合金箔の追加の２層を、積層の頂部と底部に加えることができる。チタンの層は、タンタル製メッシュの全ての縁部を２５ｍｍ超えて延在しなければならない。次に、積層を一体に保持するため、チタンの層の縁部を、仮付け溶接することができる。積層は、次に、厚さを５０〜７０％減少するように、熱間または冷間プレス加工することができる。次に、プレス加工された予備成形物が、０．１０ｍｍの厚さになるまで、交互に冷間ロール成形および焼き鈍しすることができる。次に、この帯状部が、管へとロール成形され、シーム溶接されることができる。溶接された管は、次に、０．０７５ｍｍの壁厚までマンドレル引きされることができる。引き抜き加工または熱処理された管から、レーザー加工技術を用いて、ステントが切り出されることができる。切り出されたステントは、最終寸法および表面仕上げまで電解研磨されることができる。その結果、主にチタンからなる表面を備え、芯から表面までに一部のタンタルの交差部と、チタンの素地を介するタンタルレーシングの芯とを備えるステントとなる。
【実施例３】
【００６７】
例えば最初の２つの実施例にあるようなタンタル製のワイヤメッシュ組立体が、管状のセラミック製の金型の中に置かれ、円筒形の予備成形物が作製できるように、チタンで鋳造されるか、または同軸のチタンの管と管との間に挟まれることができる。次に、予備成形物は、パス間焼き鈍しでマンドレル引きまたはフローティングプラグ管引きされ、ステント管が成形されてよい。
【００６８】
本明細書に引用された全ての出版物、参照物、適用例、および特許は、その全体が本明細書に組み入れられる。
その他の実施形態は、特許請求の範囲の範囲内にある。
【図面の簡単な説明】
【００６９】
【図１】拡張されたステントの一実施形態の斜視図である。
【図２】図１のステントの圧縮部の１−１線に沿った断面図である。
【図３】第１の構造体の一実施形態の図である。
【図４Ａ】第１の構造体の一実施形態の図である。
【図４Ｂ】第１の構造体の一実施形態の図である。
【図４Ｃ】第１の構造体の一実施形態の図である。
【図４Ｄ】第１の構造体の一実施形態の図である。
【図４Ｅ】第１の構造体の一実施形態の図である。
【図５】内部人工器官の一実施形態の断面図である。
【図６】内部人工器官の一実施形態の断面図である。
【図７】ステントを作製する方法の一実施形態のフローチャートである。
【図８】第２材料の層で被覆されたマットの一実施形態の図である。
【図９】第２材料の層および第３材料の層で被覆されたマットの一実施形態の図である。
【図１０】複合材を製造する一実施形態の概略図である。
【図１１】複合材を製造する一実施形態の概略図である。
【図１２】複合材を製造する一実施形態の概略図である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４Ａ】
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【図４Ｂ】
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【図４Ｃ】
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【図４Ｄ】
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【図４Ｅ】
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【図５】
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【図６】
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【図８】
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【図９】
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【図１２】
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【図７】
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【図１０】
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【図１１】
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【国際調査報告】
2008541853.tif 000019
2008541853.tif 000020
2008541853.tif 000021