(57)【要約】本発明は、作製されるインプラントに対応する鋳造鋳型にチタン合金を流し込みインベストメント鋳造することにより、チタン合金からなる医療用インプラントを作製するプロセスに関する。本発明は、ベータチタン合金を使用すること、熱間等方加圧成形を行うこと、溶体化焼鈍を行うこと、及びその後冷却を行うことを規定する。本発明はまた上記に対応する医療用インプラントであって、インベストメント鋳造プロセスを使用してチタン合金から作製された医療用インプラントを提供する。チタン合金は、ベータチタン合金であり、少なくとも０．３ｍｍの平均粒子サイズを有する。本発明により、インベストメント鋳造プロセスを使用して、ベータチタン合金から目的物を経済的に作製する事が可能である。そのため、本発明によれば、ベータチタン合金の有利な特性、特に有利な機械的特性と、精密加工が可能な鋳造プロセスにより目的物を作製することができるということの利点を合わせることができる。本発明によれば、例えば、従来の鍛造プロセスにより作製されることが経済的に不可能である股関節インプラントの大腿骨部分（１）等の複雑な形状のインプラントでさえ、ベータチタン合金から作製することが可能である。
2008531843.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
チタン合金からなる医療用インプラントを作製するプロセスであって、
作製されるインプラントに対応する鋳造鋳型にチタン合金を流し込みインベストメント鋳造する工程を備え、
ベータチタン合金を使用すること、熱間等方加圧成形を行うこと、溶体化焼鈍を行うこと、及びその後冷却を行うことを特徴とするプロセス。
【請求項２】
上記冷却後に、硬化を行うことを特徴とする請求項１記載のプロセス。
【請求項３】
チタンモリブデン合金を使用することを特徴とする請求項１又は２記載のプロセス。
【請求項４】
上記チタンモリブデン合金が、７．５〜２５％、好ましくはおよそ１５％のモリブデンを含有することを特徴とする請求項３記載のプロセス。
【請求項５】
上記溶体化焼鈍の間の温度分布が、チタン合金がオメガ相を含まないように選択されることを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載のプロセス。
【請求項６】
上記熱間等方加圧成形が、チタンモリブデン合金のベータトランザス温度以下であって、ベータトランザス温度から１００℃低い温度以上の温度で行われることを特徴とする請求項１〜５のいずれかに記載のプロセス。
【請求項７】
上記溶体化焼鈍工程が、７００℃〜９００℃の温度で行われることを特徴とする請求項１〜６のいずれかに記載のプロセス。
【請求項８】
上記冷却工程が、好ましくは冷水を用いて行われることを特徴とする請求項１〜７のいずれかに記載のプロセス。
【請求項９】
インベストメント鋳造法を使用して、チタン合金から製造された医療用インプラントであって、
上記チタン合金が、ベータチタン合金であり、少なくとも０．３ｍｍの平均粒子サイズを有することを特徴とする医療用インプラント。
【請求項１０】
熱間等方加圧成形され、溶体化焼鈍されることを特徴とする請求項９記載のインプラント。
【請求項１１】
モリブデン含有量が７．５〜２５％の間にあることを特徴とする請求項９又は１０記載のインプラント。
【請求項１２】
上記チタン合金が、オメガ相を含まないことを特徴とする請求項９〜１１のいずれかに記載のインプラント。
【請求項１３】
上記チタン合金が、バナジウム及びアルミニウムを含まないことを特徴とする請求項９〜１２のいずれかに記載のインプラント。
【請求項１４】
整形外科用プロテーゼであることを特徴とする請求項１４記載のインプラント。
【請求項１５】
上記プロテーゼが、関節インプラントであることを特徴とする請求項１４記載のインプラント。
【請求項１６】
股関節プロテーゼの大腿骨部分（１）であることを特徴とする請求項１５記載のインプラント。
【請求項１７】
デンタルインプラント（３）であることを特徴とする請求項９〜１３のいずれかに記載のインプラント。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、チタン合金からなる医療用インプラントを製造する方法及びこれに関連するインプラントに関する。
【背景技術】
【０００２】
チタン合金をインプラントの製造のための材料として使用することが益々増加している。この材料をプロテーゼとして使用する利点としては、機械的荷重耐性が高いこと、機械的安定性が高いこと、特に生体適合性に優れること等の重要な特性が含まれている。材料特性という観点から、チタン合金は、ボーンプレート、ピン、関節、股関節並びに椎間板を含む様々なタイプのインプラントにとって好ましい材料である。
【０００３】
従来技術として、インプラントを製造するための様々なプロセスが開示されている。適切なプロセスを選択することは、製造されるインプラントのタイプに依存するだけでなく、如何なる場合においても使用されているチタン合金の種類にも依存する。チタン合金の場合、成形のためは２つの主なプロセスが使用される。すなわち、一方が鍛造であり、もう一方がインベストメント鋳造である。原則として、チタン合金といえば鍛造合金である（ピーターズ（Peters）／レーエンズ（Leyens）:チタン及びチタン合金、ウィーリー−ＶＣＨ−ヴァーラグ(Verlag)、２００２）。しかしながら、インベストメント鋳造は、複雑な形状を容易に作製することができるという利点を有する一方、これらの複雑な形状は鍛造では達成することができず、複数の合金成分を加えることにより達成することができるだけである。しかしながら、チタン合金のインベストメント鋳造は、一般的に融点が高いこと、チタンの反応性が高いことにより問題が発生する。さらに合金の密度が低くなることが問題である。インベストメント鋳造に適したチタン合金のグループはほんの僅かしかない。これらには、特にアルファチタン合金及びアルファ／ベータチタン合金として知られるものが含まれる。後者のグループでは、特にＴｉＡｌ６Ｖ４等のバナジウム及びアルミニウムを含む合金が、インプラントの製造にとって重要になってきている。この合金から、関節プロテーゼ若しくは歯科用インプラント等のインプラントを、インベストメント鋳造により、良好に製造することができる。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかしながら、ＴｉＡｌ６Ｖ４等のアルファ／ベータチタン合金のために一般的に使用されている合金成分の長期生体適合性に関してはいくらかの懸念がのこる。さらに、これらの合金の柔軟度は、生来の骨材料の柔軟度の遙か上をいき、これにより骨の変形がもたらされる。
【０００５】
本発明は、これらの欠点を緩和する医療用インプラントを提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本発明に係る解決手段は、独立クレームの特徴部にあり、有利な改良点が従属クレームの主題を形成している。
【０００７】
本発明は、チタン合金から医療用インプラントを製造するプロセスであって、製造されるインプラントに対応する鋳造鋳型にチタン合金を流し込みインベストメント鋳造を行う工程を含むプロセスを提供する。本発明では、ベータチタン合金が使用され、熱間等方加圧成形が行われ、溶体化焼鈍が行われ、その後冷却が行われる。
【発明の効果】
【０００８】
本発明に係るプロセスでは、インベストメント鋳造によりベータチタン合金から医療用インプラントを製造することが可能である。ベータチタン合金を使用することにより、医療用インプラントに関して非常に有利な効果を得ることができる。たとえば、ベータチタン合金は好ましい機械的特性を有し、特に既知のアルファ／ベータチタン合金より柔軟度が非常に低い。既知のアルファ／ベータチタン合金は通常約１０００００Ｎ／ｍｍ２の柔軟度を有するが、チタンモリブデン合金では、約６００００Ｎ／ｍｍ２と実質的に半分の柔軟度を得ることができる。さらに、生体適合性は、ベータチタン合金を使用することにより向上させることができる。頻繁に使用されているアルファ／ベータチタン合金ＴｉＡｌ６Ｖ４では、溶出するアルミニウム若しくはバナジウムイオンの毒性に関して懸念されているが、モリブデン等の、毒性の観点から無害な合金成分をベータチタン合金のために使用する。特にチタン−モリブデン合金では、機械的特性および生体適合性の観点から優れた効果を達成することができることが分かった。モリブデン若しくはモリブデンの等価物の含有量が、７．５〜２５％、より好ましくは１２〜１６％であることが好ましい。これにより、鋳造後の急速な冷却によってメタ安定性のベータ相が得られる。１５％のモリブデン含有量のＴｉＭｏ１５が特に安定であることが示された。
【０００９】
さらに、ベータチタン合金の使用により、複雑な形状のインプラントでさえ、安価に製造することができるという利点を得ることができる。一般的に言えば、インベストメント鋳造は、鍛造による成形に比して複雑な形状でさえも安価に製造するために使用される成形プロセスである。しかしながら、特に従来技術として知られているアルファチタン若しくはアルファ／ベータチタン合金に使用したとき、インベストメント鋳造は、インプラントにシャープなエッジを充分形成することができることが分かってきた。そのため、インベストメント鋳造に固有の利点、つまり所望の複雑な形状を形成することができることは完全には理解されていない。しかしながら、特にインプラントの場合では、インプラントの固定を改良するため、シャープなエッジとすることが望まれている。インプラントのシャープなエッジは、インプラントの長期機械的安定性のため、好ましいオプションであるセメント無しのインプラントでは非常に重要である。驚くべきことに、本発明に係るプロセスでは、改良されたモールド充填を達成することができることが分かった。これは、複雑な形状のインプラントに対しても高い品質を達成することができることを意味する。そのため、本発明によれば、力学及び生体適合性に関してより好ましい特性を備えるインプラントとするだけでなく、インベストメント鋳造により達成される成形を改良することができる。
【００１０】
溶体化焼鈍の間、チタン合金がオメガ相を含まないように、温度分布が選択されることが好ましい。これにより、オメガ相の形成により悪影響を与える機械的特性のリスクを軽減する。
【００１１】
ベータトランザス温度以下の温度であって、ベータトランザス温度から１００℃低い温度以上の温度が、熱間等方加圧成形（ＨＩＰ）にとって好ましい。１５％のモリブデン含有量のチタンモリブデン合金の場合、およそ１１００℃の１２００バールのアルゴン圧では、７１０〜７６０℃の範囲の温度、好ましくはおよそ７４０℃の温度が適当であることが示された。
【００１２】
アルゴンシールドガス雰囲気下では、少なくとも７００℃〜８８０℃、好ましくは８００℃〜８６０℃の範囲の温度が溶体化焼鈍にとって適切であることが示された。これによりこの合金の延性は改善される。熱間等方加圧成形の前及び後で、予備時効硬化の必要はない。その後の冷却は、冷水で行うことが好ましい。
【００１３】
最後に、目的物を硬化させることが好ましい。これにより、もし要請されるのであれば、柔軟度をさらに増加させることができる。このためには、硬化を約６００℃〜約７００℃の温度範囲で実行することが好ましい。
【００１４】
本発明は、上記プロセスにより製造された医療用インプラント、及び別の独立クレームに係る医療用インプラントに関する。これにより、少なくとも０．３ｍｍの平均粒子サイズを有するベータチタン合金からなる医療用インプラントを提供する。更なる説明のため、上記を参照のこと。
【００１５】
次のコメントを追加する。すなわち、インプラントは、整形外科用プロテーゼ、好ましくは関節プロテーゼであってもよい。関節プロテーゼは、静的応力及び動的応力に曝される。周りの骨組織に負荷を伝達することは特に重大なことである。これは、できるだけ生理学的に適当であるべきである。本明細書において重篤な要因は、プロテーゼから周りの骨へと好ましくない負荷の伝達が、骨組織の変形をもたらすこということである。これにより、頻繁にプロテーゼがゆるくなる。試験により、より低い柔軟度を有する材料からなるプロテーゼが、強固な材料からなるプロテーゼより生理学的な負荷状況をうみ出すということが示された。同様のことが、股関節プロテーゼ若しくは他の関節プロテーゼの大腿骨部等の長いシャフトを有するプロテーゼについて特に当てはまる。従来のチタン合金、具体的には、ＴｉＡｌ６Ｖ４の柔軟度は、約１０００００Ｎ／ｍｍ２であり、皮質骨組織の柔軟度は、約２５０００Ｎ／ｍｍ２以上である。本発明に係るインプラントでは、より低い柔軟度を得ることができる。具体的には、本発明に係る、ＴｉＭｏ１５からなるインプラントは、約６００００Ｎ／ｍｍ２の柔軟度、すなわちＴｉＡｌ６Ｖ４の柔軟度の半分よりわずかに大きい柔軟度を有する。これは、結果として、骨に力を伝達することに関して大きく改善されるから、特に、たとえば股関節、膝関節、肩関節、肘関節プロテーゼ等の長いシャフトを有する関節プロテーゼに対して主な利点となる。
【００１６】
デンタルプロテーゼとしての本発明に係るインプラントの実施の形態に対しても、上記に対応する考察を適用することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１７】
図面を参照しながら、以下に本発明を説明する。しかし、当該図面は、有利な具体的実施の形態を例示するものである。
【００１８】
まず最初に、本発明に係るプロセスを実行する方法について説明する。製造されるインプラントが、股関節プロテーゼの大腿骨部分の具体例に基づいて以下説明する。
【００１９】
出発材料は、１５％のモリブデンを含有するベータチタン合金（ＴｉＭｏ１５）である。この合金は、小さな鋼片（インゴット）の形態で商業的に入手可能である。
【００２０】
第１工程は、鋳造されるべき目的物をインベストメント鋳造することに関連する。当該目的物とは、本明細書において、股関節プロテーゼ、その他の関節プロテーゼなどの人工器官、若しくはプレート若しくはピンなどの固定用インプラント、若しくはデンタルインプラントを意味することが理解されよう。当該用語には、成型プロセスによりさらに加工されることが意図された鋼片、すなわち、特に永久鋳型鋳造により作製され、鍛造若しくは他の成型プロセスによりさらに加工されるインゴットは含まれない。
【００２１】
ＴｉＭｏ１５を溶解及び鋳造するため、鋳造装置が準備される。この鋳造装置は、コールドウォールクルーシブル真空誘導溶解鋳造装置(cold-wall crucible vacuum induction melting and casting installation)であることが好ましい。このタイプの装置によれば、インベストメント鋳造に必要な、ＴｉＭｏ１５の信頼できる溶解のための高温に達することができる。ＴｉＭｏ１５の溶解点は１７７０℃であり、信頼できるインベストメント鋳造のため約６０℃を追加する。そのため、全体として、１８３０℃の温度に達することが必要である。溶融物のインベストメント鋳造は、その後既知のプロセス、例えばワックスカバー及びセラミックモールドをロストモールドとして使用することにより実行される。このタイプのインベストメント鋳造技術は、ＴｉＡｌ６Ｖ４のインベストメント鋳造で知られている。
【００２２】
図１のイメージ（１０００倍に拡大）から分かるように樹枝状結晶が形成され、そして樹枝状組織領域においてかなりの量の沈殿が発生する。これは、チタンモリブデン合金のネガティブな偏析として知られる。この作用は、チタンモリブデン合金の液相線温度及び固相線温度の特定のプロファイルに依存する。溶融物において、高いモリブデン含有量を有する領域が最初凝固し、それにより、図面に見られるような樹枝状組織が形成される。これは、溶融物中の残余のものを激減させる、すなわちモリブデン含有量を降下させる。鋳造マイクロ構造における樹枝状組織領域では、モリブデン含有量が１５％以下であり、約１０％まで降下しうる。モリブデン減少の結果、樹枝状組織領域は、充分な量のベータ安定剤を欠いており、その結果、アルファ／ベータ遷移温度が局所的に増加し、これにより図１から容易に明らかなように沈殿が発生する。
【００２３】
鋳造の間硬くて脆弱な層（アルファケースとして知られている）として形成された表面領域を、酸洗いにより取り除くことが好ましい。この層の膜厚は、通常約０．０３ｍｍである。
【００２４】
本発明では、樹枝状組織領域に沈殿物が発生するというネガティブな偏析の好ましくない影響を低減するため、インベストメント鋳造に続いて鋳造鋳型が取り除かれた後、鋳物が熱処理に供される。これは、具体的には、ベータトランザス温度よりわずかに小さい温度で熱間等方加圧成形（ＨＩＰ）することに関連する。ベータトランザス温度は、７１０℃〜７６０℃の範囲であり、好ましくは約７４０℃である。熱間等方加圧成形は、アルゴンを使用して１１００〜１２００バールの圧力で実行される。これにより、樹枝状組織領域における望ましくない沈殿が再び溶解される。しかしながら、熱間等方加圧成形に続く冷却の間、微細な二次相が、オリジナルの樹枝状組織領域に選択的に再沈殿する（図２参照、１０００倍に拡大）。これにより、当該材料が望ましくない脆化を起こすこととなる。
【００２５】
このため、当該目的物は、熱間等方加圧成形の後、低い延性を有するのみである。
【００２６】
破滅的な沈殿を抑制するため、アルゴンシールディングガス雰囲気下、チャンバー炉内で鋳物を焼鈍する。このためには、数時間、一般的には２時間の期間、約７００℃から８６０℃の温度範囲が選択される。本明細書において、温度と時間との間には相関関係が存在する。すなわち、より高い温度ではより短い時間で充分であり、逆についても言える。溶体化焼鈍に続いて、鋳物は冷水を用いて冷却される。図３（１０００倍に拡大）は、溶体化焼鈍後のマイクロ構造を示している。第１ベータ粒子が見られ、そしてこの粒子内には非常に微細な樹枝状沈殿（図面の左上の曇り状の沈殿と比較のこと）が見られる。本発明に係るプロセスを使用してインベストメント鋳造された目的物は、結晶構造において、０．３ｍｍ以上の平均サイズを有するベータ粒子を有する。このサイズは、本発明に係るプロセスにより達成される結晶構造にとって典型的である。
【００２７】
溶体化焼鈍後に達成される機械的特性を図５の表に示している。
【００２８】
図４に例示された具体的な実施の形態は、股関節プロテーゼの大腿骨部分１である。これは、ベータチタン合金、つまりＴｉＭｏ１５から構成されており、室温において体心立方結晶構造を有する。
【００２９】
大腿骨部分１は、大腿骨の上端部に挿入されることが意図されている。これは、長いシャフト１０と、これに鈍角となるように隣接する頭部１１と、を備える。当該シャフトから離れた頭部の端部に関節頭部１２があり、これは、寛骨臼部分２とともに関節を形成する。挿入は、フィボネック（fiboneck）の頭部を完全に若しくは部分的に除去し、大腿骨の髄腔へアクセスしやすくすることに関連する。これにより、大腿骨１のシャフト１０は、髄腔に導入され、ここにシャフトは固定される。特定の設計に依存して、セメントを固定手段として与えてもよいし、若しくはセメントを使用しないで固定を実行してもよい。
【００３０】
大腿骨プロテーゼ１は、直立時の静的負荷であるか若しくは歩行時の動的負荷であるかに拘わらず、機械的負荷を大腿骨に加え、当該機械的負荷は股関節に作用する。生体的に適合するように負荷を伝達することは、大腿骨部分１を大腿骨の骨材料に永久的に信頼性高く固定するために重要である。もし大腿骨部分１が強固な設計である場合、この大腿骨部分１は荷重のかなりの部分を吸収し、それにより特に大腿骨の上端部における骨材料への負荷を軽減するが、より長い期間においては、この領域において大腿骨を変形させてしまう。これにより、大腿骨部分１がルーズになり、プロテーゼが殆ど機能しなくなるという危険へと導かれる。この不機能状態を抑制するため、大腿骨部分１は、強固な設計でないことが重要である。この観点から、特に大腿骨部分１のシャフト１０が重大である。皮質骨領域においては、大腿骨の骨材料は、約２００００〜２５０００Ｎ／ｍｍ２の柔軟度を有する。本発明では、大腿骨部分１はわずか約６００００Ｎ／ｍｍ２の柔軟度を有する。従来使用される材料、例えばＴｉＡｌ６Ｖ４は、約１０００００Ｎ／ｍｍ２の柔軟度を有し、コバルトクロム合金の場合では実に２０００００Ｎ／ｍｍ２の柔軟度を有する。そのため、本発明に係る大腿骨部分１は、生理学的に適合することができる低い柔軟度を有する。低い柔軟度は、特にシャフト１０の領域における、プロテーゼの長期生体適合性にとって大きな利点である。シャフト１０は、上記の観点から特に重大である。
【００３１】
本発明によれば、インベストメント鋳造により複雑な形状でも容易に製造することができる。例えば、大腿骨部分１は、シャフト１０に多数の凹部やのこぎり刃状の凸部を有する。これらは、大腿骨への大腿骨部分１の固定を改善するために使用され、これにより、セメント不要の挿入が可能となる。シャフト１０の長手方向に走る複数の溝部１４が見られる。これらは、シャフト１０の前面及び後面の両方に配置されるが、しかしながら側面に設けても良い。複数列ののこぎり刃状凸部１５がシャフト１０の上端部領域に設けられる。さらに、包囲リング１３をネック１１の遷移部分に設ける。これは、分離したエレメントとして設計しても良いが、しかしながら、シャフト１０及びネック１１が統合されていてもよい。複雑な形状のプロテーゼ部分は、従来ＴｉＡｌ６Ｖ４からしか製造されていない。しかしながら、既に説明したように、この材料は、望ましくない程大きい柔軟度を有する。大腿骨部分をベータチタン合金から製造することは既に知られているけれども、これは、鍛造プロセスを使用して行われるのみである。鍛造は、図４に示すような形状と同じくらい複雑な形状であって、そして図４に示すような形状と同じくらい医療的な側面から有利な形状を創り出すことができない。本発明の利点は、ベータチタン合金からなる股関節プロテーゼについても、そのような複雑な形状を得ることができるということである。
【００３２】
図５は、さらに別の具体的な実施の形態であるデンタルインプラントを例示している。このタイプのデンタルインプラント３は、人工の土台としての機能を有する。これは、生来の歯根と置換させることが意図され、その頭部３２にデンタルプロテーゼ（不図示）を固定するために使用される。デンタルインプラント３は、主として２つの異なる条件を満足する必要がある。一つ目の条件は、これが高い負荷に耐えなければならないということである。咀嚼するとき、５５０Ｎ以上の静的力が歯に作用する。これらの力は、長年、部分両振り応力(fluctuating stresses)としてデンタルインプラントにより吸収され、そして顎骨に導入される。したがって、二つ目の条件、すなわち骨へ良好に接続すべきとの条件が導かれる。咀嚼している間に起こる力の伝導については問題が無いことはない。これは、特にデンタルインプラントが非常に細いシャフト３０を有するからである。顎骨に適切に固定し、インプラントがルーズになる危険性を低減するため、シャフト３０にスクリューねじ山３５を設ける。さらに横方向開口部３４、好ましくは貫通開口部を設けることにより固定をさらに改善することができる。横方向開口部３４は、デンタルインプラントへの顎骨の成長を促進し、それにより信頼性の高い永久的な固定に対してより好都合である。しかしながら、これらにより、ストレスのピークを導き、シャフト３０に対する機械的負荷が高くなる。本発明に係るプロセスによれば、このタイプのデンタルインプラント３を、ベータチタン合金から、インベストメント鋳造により製造することが可能である。本明細書において、スクリューねじ山３５や横方向開口部３４などの複雑な形状でさえも、例えば材料除去装置による複雑な再加工を行うことなく、経済的に作製する事が可能である。そのため、適切なチタン合金を選択すれば、設計及び寸法決定の間、可削性を考慮する必要な無い。このように、鍛造若しくは加工による従来の成型で実現することが実質的に不可能なデザインを実現することが可能である。さらに、大腿骨プロテーゼに関する上述の記載であって、柔軟度が低い結果、大腿骨プロテーゼによる周りの骨構造の変形のリスクが最小化されるという記載が、デンタルインプラントについても当てはまる。
【図面の簡単な説明】
【００３３】
【図１】鋳造直後の鋳造状態におけるマイクロ構造のイメージを示す。
【図２】熱間等方加圧成形を行った後のマイクロ構造のイメージを示す。
【図３】溶体化焼鈍及びその後の冷却を行った後のマイクロ構造のイメージを示す。
【図４】本発明に係るインプラントの具体的な実施の形態の大腿骨部分の斜視図を示す。
【図５】さらに別の具体的な実施の形態であるデンタルインプラントの斜視図を示す。
【図６】本発明により加工されたチタン合金の機械的特性を示す表である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【国際調査報告】
2008531843.tif 000009
2008531843.tif 000010
2008531843.tif 000011
2008531843.tif 000012
2008531843.tif 000013
2008531843.tif 000014