生体吸収性ステントおよびそれを含む医療用デバイス
【課題】 吻合部における狭窄が発生しやすい期間中、形態を維持可能な、耐分解性に優れる生体吸収性ステントを提供する。
【解決手段】 本発明の生体吸収性ステントは、生体吸収性材料から形成されたステントであって、前記生体吸収性材料が、Ｌ−ラクチドとカプロラクトンとのコポリマーを含み、前記コポリマーにおける前記Ｌ−ラクチドの含有率が、７０モル％以上である。前記Ｌ−ラクチド含有率を前述の範囲に設定することにより、本発明の生体吸収性ステントは、耐分解性に優れる。このため、本発明によれば、例えば、吻合部において狭窄が発生しやすい期間中、形態を維持でき、吻合部における狭窄を防止できる。
【解決手段】 本発明の生体吸収性ステントは、生体吸収性材料から形成されたステントであって、前記生体吸収性材料が、Ｌ−ラクチドとカプロラクトンとのコポリマーを含み、前記コポリマーにおける前記Ｌ−ラクチドの含有率が、７０モル％以上である。前記Ｌ−ラクチド含有率を前述の範囲に設定することにより、本発明の生体吸収性ステントは、耐分解性に優れる。このため、本発明によれば、例えば、吻合部において狭窄が発生しやすい期間中、形態を維持でき、吻合部における狭窄を防止できる。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、生体吸収性ステントおよびそれを含む医療用デバイスに関する。
【背景技術】
【０００２】
近年、末期肝不全および肝癌等に対する治療法として、肝移植が行われている。肝移植手術は、ドナーの肝臓から導出する胆管と、レシピエントの胆管とを吻合するが、吻合部における胆管狭窄が問題となっている。このような問題は、胆管に限らず、例えば、膵管と十二指腸等の消化管との吻合においても生じている。
【０００３】
このような管腔臓器の吻合が原因となる狭窄を防止するため、例えば、前記管腔臓器の吻合部における内部空間を維持するためのステントが提案されている。前記ステントは、その一端を一方の管腔臓器の内部に挿入し、その他端を他方の管腔臓器の内部に挿入する。そして、両管腔臓器の端部同士を吻合すれば、前記ステントにより、吻合部およびその周囲における内部空間を維持できる。前記ステントとしては、例えば、メタルステント等が開発されている（特許文献１、非特許文献１等）。前記メタルステントは、一般に、網目の筒状体であり、金属から形成されているため、体内に挿入後、半永久的に物理的強度を確保できる。このため、狭窄防止効果は高いが、体内に残ることにより、再狭窄の原因となる可能性がある。また、前記メタルステントの除去には、再度、手術が必要となるため、患者の負担が大きい。また、前記メタルステントの他に、一般に、血液、消化液、空気等の除去を目的に体内に留置する排液用チューブを、前記ステントとして利用する方法も提案されている。しかし、前記チューブは、通常、ポリ塩化ビニル等の樹脂製であるため、前記メタルステントと同様、狭窄防止効果は高いが、前記チューブの抜去後、再狭窄の可能性がある。
【０００４】
このような問題を解決するため、前記ステントを、例えば、一定期間経過後に、生体内で分解、吸収される生体吸収性材料から形成することが考えられている（非特許文献２および３、特許文献２〜５等）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開平８−１９６６４２号公報
【特許文献２】特表２００５−５１７０６２号公報
【特許文献３】特開２００１−３３３９７５号公報
【特許文献４】特表２００４−５００１５３号公報
【特許文献５】特表２００４−５３６９２９号公報
【非特許文献】
【０００６】
【非特許文献１】「Role of endoscopic endoprostheses in proximal malignant obstruction.」,J hepatobiliary Pancreat Surg.,2001年;Vol.8:p.118-123
【非特許文献２】「Clinical use of synthetic absorbable cuff material for peripheralvascular anastomosis.」,Surg. Gynecol. Obstet.1992年,Vol.175:p.421-427.
【非特許文献３】「Synthetic Bioabsorbable Stent Material for Duct-to-Duct BiliaryReconstruction.」,Journal of Surgical Research,2009年,Vol.151,p.85-88
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
前記生体吸収性ステントを管腔臓器内部に挿入した場合、狭窄が発生しやすい期間内に、前記ステントが分解されてしまうという問題がある。そこで、本発明は、吻合部における狭窄が発生しやすい期間中、形態を維持可能な、耐分解性に優れる生体吸収性ステントの提供を目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明の生体吸収性ステントは、生体吸収性材料から形成されたステントであって、前記生体吸収性材料が、Ｌ−ラクチドとカプロラクトンとのコポリマーを含み、前記コポリマーにおける前記Ｌ−ラクチドの含有率が、７０モル％以上であることを特徴とする。
【０００９】
本発明の医療用デバイスは、本発明の生体吸収性ステントを含むことを特徴とする。
【発明の効果】
【００１０】
本発明の生体吸収性ステントは、耐分解性に優れるため、例えば、吻合部において狭窄が発生しやすい期間中、形態を維持できる。このため、本発明の生体吸収性ステントによれば、吻合部における狭窄を防止できる。このように、本発明は、医療分野において極めて有用である。
【図面の簡単な説明】
【００１１】
【図１】図１は、実施例１および比較例１における浸漬試験の測定結果を示すグラフである。
【図２】図２は、実施例１および比較例１における浸漬試験（浸漬開始３９週後）の結果を示す写真である。
【図３】図３は、実施例１における浸漬試験（浸漬開始８０週後）の結果を示す写真である。
【図４】図４は、実施例２および比較例２における引張試験の測定結果を示すグラフである。
【図５】図５は、実施例３における引張強度の測定結果を示すグラフである。
【図６】図６は、実施例３における３点曲げ強度の測定結果を示すグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００１２】
本発明の生体吸収性ステントは、前述のように、生体吸収性材料から形成されたステントであって、前記生体吸収性材料が、Ｌ−ラクチドとカプロラクトンとのコポリマー（以下、「Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）」という）を含み、前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）におけるＬ−ラクチドの含有率が、７０モル％以上であることを特徴とする。
【００１３】
前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）におけるＬ−ラクチドの含有率は、前述のように、７０モル％以上であり、好ましくは、７５モル％以上である。前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）におけるＬ−ラクチドの含有率の上限は、特に制限されないが、例えば、８５モル％以下であり、好ましくは、８０モル％以下である。前記上限値を前述の値以下に設定することで、例えば、より柔軟で、取扱性に優れるステントを提供できる。このようなステントは、例えば、管腔臓器との縫合、管腔臓器内の目的部位への移動等がより容易になるため、さらに、手術時の操作性に優れる。また、前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）におけるカプロラクトンの含有率は、３０モル％以下であり、好ましくは、２５モル％以下である。前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）におけるカプロラクトンの含有率の下限は、特に制限されないが、例えば、１５モル％以上であり、好ましくは、２０モル％以上である。前記生体吸収性材料は、異なるＬ−ラクチド含有率の前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）を２種類以上含んでもよい。
【００１４】
前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）の重量平均分子量は、特に制限されないが、例えば、５，０００〜２，０００，０００であり、好ましくは、１０，０００〜１，５００，０００であり、より好ましくは、１００，０００〜１，０００，０００である。前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）は、例えば、ランダムポリマー、ブロックポリマー、グラフトポリマーのいずれであってもよい。
【００１５】
前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）の合成方法は、特に制限されず、従来公知の方法を使用できる。具体的には、例えば、Ｌ−ラクチドとカプロラクトンとを開環重合により共重合させてもよいし、乳酸からＬ−ラクチドを合成して、これをカプロラクトンと共重合させてもよい。なお、前記乳酸からＬ−ラクチドを合成する方法は、特に制限されず、従来公知の方法を使用できる。このように、出発原料として乳酸を使用した場合、一量体の乳酸を二量体のＬ−ラクチドに換算し、換算したＬ−ラクチドとカプロラクトンとの合計モル数に対するＬ−ラクチドのモル数の割合が、前述の範囲であることが好ましい。
【００１６】
前記乳酸としては、特に制限されず、例えば、Ｌ−乳酸を使用できる。前記カプロラクトンとしては、特に制限されず、例えば、ε−カプロラクトン、γ−ブチロラクトン、δ−バレロラクトン等があげられ、好ましくは、ε−カプロラクトンである。
【００１７】
前記生体吸収性材料は、例えば、前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）のみを含んでもよいし、本発明に影響を与えない範囲で、さらにその他のポリマー等を含んでもよい。前記その他のポリマーは、特に制限されず、例えば、脂肪族ポリエステル、ポリカーボネート、ポリアミド、ポリビニルアルコール、ポリエーテル等の生体吸収性ポリマーがあげられる。前記ポリマーを構成するモノマーとしては、特に制限されないが、例えば、乳酸、ラクチド、ブチルラクトン、バレロラクトン、カプロラクトン、グリコリド、グリコール酸、トリメチレンカーボネート、エチレンオキサイド、パラジオキサノン等があげられ、前記ポリマーは、例えば、これらのホモポリマーでもよいし、これらを組み合わせたコポリマーでもよい。前記ポリマーがコポリマーの場合、前記モノマーの組み合わせおよび割合は、特に制限されない。また、前記ポリマーは、例えば、コラーゲン、ヒアルロン酸、エラスチン、キトサン、キチン、コンドロイチン硫酸、セルロース等の天然高分子であってもよい。前記天然高分子は、例えば、生体の組織や細胞等からの抽出物でもよいし、形質転換体による産生物でもよいし、合成物でもよく、特に制限されない。前記天然高分子は、例えば、前記抽出物、産出物または合成物を、さらに、修飾または誘導体化したものでもよい。
【００１８】
前記生体吸収性材料は、例えば、前記生体吸収性ポリマー以外に、他の成分を含んでいてもよい。前記他の成分としては、特に制限されないが、例えば、バリウム等の造影剤、ヒドロキシアパタイト、チタン等があげられる。前記生体吸収性材料が、バリウム等の造影剤を生体吸収性ポリマーに練り込ませる等の方法により含有すれば、例えば、Ｘ線撮影により、逐次、外部から、前記生体吸収性ステントの分解程度を確認可能である。
【００１９】
本発明の生体吸収性ステントの生体における適用部位は、何ら制限されないが、例えば、管腔臓器が好ましい。前記管腔臓器としては、特に制限されないが、例えば、胆管、膵管、十二指腸、血管、リンパ管、気管等があげられ、特に、胆管および膵管が好ましい。胆管を吻合した場合、狭窄は、通常、手術から１年以内に発生することが、本発明者らにより明らかとなった。しかし、本発明によれば、例えば、胆管用のステント（胆管ステント）として使用しても、手術から１年の間、十分に形態を維持して、胆管狭窄を回避することが可能である。また、膵管を吻合した場合、狭窄は、通常、手術から３ヵ月以内に発生することが、本発明者らにより明らかとなった。しかし、本発明によれば、例えば、膵管用のステント（膵管ステント）として使用しても、手術から３ヵ月の間、十分に形態を維持して、膵管狭窄を回避することが可能である。なお、胆管ステントと膵管ステントとでは、内部を通過する体液が、胆液と膵液とで異なり、同じ組成の生体吸収性材料であっても、膵管ステントの方が、分解されやすい。しかし、本発明によれば、前述のように、例えば、胆管ステントとして使用する場合でも、膵管ステントとして使用する場合でも、それぞれの管腔臓器において形態維持が必要とされる期間、分解を抑制できる。前記生体としては、特に制限されず、例えば、哺乳動物等があげられる。前記哺乳動物としては、特に制限されず、例えば、ヒト、サル、イヌ、ネコ、ウマ、ウシ、ヒツジ、ヤギ、ブタ、マウス、ラット、ウサギ等があげられる。
【００２０】
前記生体吸収性ステントの形状は、特に制限されず、例えば、管状が好ましく、より好ましくは、断面形状が略円環の管状である。前記生体吸収性ステントの外径は、例えば、前記ステントを挿入する前記管腔臓器の種類に応じて適宜設定可能であり、特に制限されない。前記生体吸収性ステントの外径は、特に制限されないが、例えば、３〜１０ｍｍである。具体的に、本発明の生体吸収性ステントが胆管ステントの場合、前記外径は、例えば、４〜８ｍｍである。また、本発明の生体吸収性ステントが膵管ステントの場合、前記外径は、例えば、２〜６ｍｍである。前記生体吸収性ステントの厚みは、特に制限されないが、例えば、０．１〜０．５ｍｍであり、好ましくは、０．１〜０．３ｍｍである。また、本発明の生体吸収性ステントが胆管ステントまたは膵管ステントの場合、前記厚みは、例えば、０．２〜０．５ｍｍである。なお、本発明において、前記ステントの厚みとは、ステント側壁の厚みをいう。前記生体吸収性ステントの長さは、特に制限されないが、例えば、１０〜１５ｍｍである。
【００２１】
本発明の生体吸収性ステントは、例えば、以下のようにして製造できる。なお、以下の方法は、一例であり、本発明はこれに制限されない。
【００２２】
まず、前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）と溶媒とを混合して、混合溶液を調製する。前記溶媒としては、例えば、前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）を溶解可能であるものが好ましく、例えば、クロロホルム、１，４−ジオキサン、アセトン、トルエン、ベンゼン、ジクロロメタン、ジメチルカーボネート、ジメチルホルムアミド、ヘキサフルオロイソプロパノール、テトラヒドロフラン等の有機溶媒があげられる。前記溶媒は、例えば、いずれか１種類でもよいし、２種類以上の混合溶媒であってもよい。前記混合溶媒において、組み合わせる溶媒の割合は、特に制限されない。前記混合溶液における前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）の濃度は、特に制限されないが、例えば、１〜２０ｗ／ｖ％であり、好ましくは、５〜１０ｗ／ｖ％である。
【００２３】
つぎに、円柱状の基材を準備する。前記円柱状の基材としては、例えば、シリコンチューブがあげられる。前記基材の外径は、例えば、製造するステントの内径、外径および厚みに応じて適宜設定できる。前記基材の長さは、特に制限されないが、例えば、製造するステントの長さに応じて適宜設定できる。
【００２４】
そして、前記基材を、前記混合溶液中に浸漬する。前記浸漬時間は、特に制限されないが、例えば、１〜１０秒間であり、好ましくは、１〜５秒間である。前記浸漬温度は、特に制限されないが、例えば、４〜５０℃であり、好ましくは、１０〜４０℃であり、より好ましくは、２０〜３０℃である。前記浸漬後、前記基材を、その軸方向が鉛直方向になるように、前記混合溶液から引き上げて、乾燥する。これにより、前記基材の外周に、前記生体吸収性材料のポリマー層が形成される。前記乾燥時間は、特に制限されないが、例えば、１０〜６０分間であり、好ましくは、２０〜４０分間である。前記乾燥温度は、特に制限されないが、例えば、４〜５０℃であり、好ましくは、１０〜４０℃であり、より好ましくは、２０〜３０℃である。前記浸漬および乾燥の工程は、例えば、１回でもよいし、所望の厚みとなるまで、数回繰り返してもよい。
【００２５】
そして、前記ポリマー層を、前記基材から前記軸方向に引き抜くことにより、本発明の生体吸収性ステントが得られる。前記生体吸収性ステントは、例えば、長いポリマー層を作製後、所望の長さに切断して製造してもよいし、所望の長さのステントを直接製造してもよい。なお、本発明の生体吸収性ステントは、前述の浸漬成型法に限られず、例えば、押出成型、射出成型等の方法を用いて成型してもよい。また、前記生体吸収性ステントの製造方法は、例えば、さらに、滅菌工程等の他の工程を含んでもよい。
【００２６】
前記生体吸収性ステントは、例えば、生体内に埋植して使用できる。前記埋植方法としては、特に制限されないが、例えば、前述のように、前記生体吸収性ステントの一端を、一方の管腔臓器の内部に挿入し、その他端を、他方の管腔臓器の内部に挿入し、両管腔臓器の端部同士を吻合してもよい。前記生体吸収性ステントは、例えば、前記両管腔臓器の端部同士を縫合する際、共に縫合してもよい。前記縫合により、例えば、前記生体吸収性ステントを、さらに確実に、吻合部に固定できる。また、前記生体吸収性ステントは、例えば、カテーテル等を用いて前記管腔臓器内の狭窄部位に配置してもよい。前記生体吸収性ステントは、例えば、所定期間、ステントの形態を維持可能であり、前記所定期間の経過後は、例えば、分解され、体外へ排出されるのが好ましい。
【００２７】
本発明の医療用デバイスは、前述のように、本発明の生体吸収性ステントを含むことを特徴とする。前記医療用デバイスは、本発明の生体吸収性ステント以外に、例えば、カテーテル等を含んでもよい。
【００２８】
つぎに、本発明の実施例について説明する。ただし、本発明は、下記実施例により制限されない。
【実施例】
【００２９】
（実施例１）
本例では、下記表１に示す種々のＰ（ＬＡ／ＣＬ）を用いて、シート状のサンプルを作製し、ＩＳＯ１５８１４の試験方法に基づいて、分解率を測定した。
【００３０】
【表１】
【００３１】
本例において、以下、前記表１における、実施例１のＮｏ．１〜４のＰ（ＬＡ／ＣＬ）を、「ＬＡ７５％」、実施例１のＮｏ．５〜９のＰ（ＬＡ／ＣＬ）を、「ＬＡ８５％」、比較例１のＮｏ．１０〜１３のＰ（ＬＡ／ＣＬ）を、「ＬＡ５０％」ともいう。なお、これらのＰ（ＬＡ／ＣＬ）の原料であるラクチドは、Ｌ−ラクチドであり、カプロラクトンは、ε−カプロラクトンである。
【００３２】
前記表１に示す各Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）を、熱プレス機を用いて熱プレス加工し、フィルム状のサンプル（２ｃｍ×２ｃｍ、厚み約０．３ｍｍ）を作製した。
【００３３】
得られたサンプルの重量（Ａ）を測定した。つぎに、ポリスチレン製容器に、リン酸緩衝液（ＰＢＳ）２０ｍＬを注ぎ、３７℃に加温した後、前記サンプルを浸漬し、蓋をした。そして、所定期間（０、４、８、２６、３９、５２、６５および８０週間）、３７±１℃の温度条件下で保存した。所定期間後、前記サンプルを回収し、室温で、８時間以上乾燥し、各サンプルの重量（Ｂ）を測定した。下記式に、前記重量ＡおよびＢを代入して、重量変化率（％）を算出した。また、各サンプルの写真を撮影し、形態を観察した。
重量変化率（％）＝｛（Ａ−Ｂ）／Ａ｝×１００
Ａ＝浸漬前のサンプルの重量（ｍｇ）
Ｂ＝浸漬後のサンプルの重量（ｍｇ）
【００３４】
図１に、重量平均分子量約５００，０００のＰ（ＬＡ／ＣＬ）を用いた、実施例１（Ｎｏ．４および９）および比較例１（Ｎｏ．１３）のサンプルにおける、重量変化率（％）の測定結果のグラフを示す。図１において、横軸は、浸漬期間（週）であり、縦軸は、重量変化率（％）である。また、黒四角（■）は、Ｌ−ラクチド含有率７５モル％のＰ（ＬＡ／ＣＬ）（ＬＡ７５％）を示し、黒三角は、Ｌ−ラクチド含有率８５モル％のＰ（ＬＡ／ＣＬ）（ＬＡ８５％）を示し、黒菱形（◆）は、Ｌ−ラクチド含有率５０モル％のＰ（ＬＡ／ＣＬ）（ＬＡ５０％）を示す。
【００３５】
図１に示すように、浸漬開始５２週後（約１年後）、比較例１のＬＡ５０％の重量は、約６０％減少した。これに対して、浸漬開始５２週後（約１年後）、実施例１のうちＬＡ７５％の重量は、約２５％しか減少せず、ＬＡ８５％の重量は、約１０％しか減少しなかった。なお、図示しないが、他の重量平均分子量（約１００，０００〜約４００，０００）のＰ（ＬＡ／ＣＬ）を用いた実施例１および比較例１のサンプルについても、重量変化率の測定結果は、同様の傾向を示した。このように、実施例１のサンプルは、浸漬開始約１年後も分解率が低く、優れた耐分解性を示した。
【００３６】
図２に、重量平均分子量約５００，０００のＰ（ＬＡ／ＣＬ）を用いた、実施例１（Ｎｏ．４および９）および比較例１（Ｎｏ．１３）のサンプルの、浸漬開始３９週後（約９ヵ月後）における写真を示す。また、図３に、前記重量平均分子量約５００，０００のＰ（ＬＡ／ＣＬ）を用いた、実施例１のサンプルの、浸漬開始８０週後（約１年半後）における写真を示す。図２（Ａ）および図３（Ａ）は、ＬＡ７５％の写真であり、図２（Ｂ）および図３（Ｂ）は、ＬＡ８５％の写真であり、図２（Ｃ）は、ＬＡ５０％の写真である。
【００３７】
図２に示すように、浸漬開始３９週後（約９ヵ月後）には、比較例１のＬＡ５０％のサンプルは、分解によって砕けているのに対し、実施例１のＬＡ７５％およびＬＡ８５％のサンプルは、分解が抑制され、形態性がほぼ維持されていた。そして、図３に示すように、浸漬開始８０週後（約１年半後）には、実施例１のＬＡ７５％のサンプルは、分解され、消失し、実施例１のＬＡ８５％のサンプルは、分解によって砕けていた。なお、図示しないが、他の重量平均分子量（約１００，０００〜約４００，０００）のＰ（ＬＡ／ＣＬ）を用いた実施例１および比較例１のサンプルについても、浸漬開始３９週後および８０週後における形態変化は、同様であった。このように、実施例１のサンプルは、浸漬開始約９ヵ月後においては、十分に分解が抑制され、約１年半後においては分解されていた。
【００３８】
（実施例２）
本例では、下記表２に示す種々のＰ（ＬＡ／ＣＬ）を用いて、フィルム状のダンベル型サンプルを作製し、引張試験による引張弾性率および引張強度を測定した。
【００３９】
【表２】
【００４０】
前記表２に示す各Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）を、熱プレス機で熱プレス加工後、ダンベル３号形試験片打抜刃を用いて打ち抜き、フィルム状のダンベル型サンプル（厚み約０．３ｍｍ）を得た。各サンプルについて、引張試験機（オートグラフＡＧ−ＩＳ：島津製作所）を用いて、室温下、引張スピード５０ｍｍ／分、チャック間距離３０ｍｍの条件で試験を行い、引張弾性率（ＭＰａ）および引張応力（ＭＰａ）を測定した。
【００４１】
図４に、Ｌ−ラクチド含有率７０モル％および８０モル％のＰ（ＬＡ／ＣＬ）を用いた実施例２（Ｎｏ．１４および１５）、ならびにＬ−ラクチド含有率２０モル％〜６０モル％のＰ（ＬＡ／ＣＬ）を用いた比較例２（Ｎｏ．１６〜２０）のサンプルにおける、引張弾性率および引張強度の測定結果のグラフを示す。図４において、横軸は、Ｌ−ラクチド含有率（モル％）であり、左の縦軸は、引張弾性率（ＭＰａ）であり、右の縦軸は、引張強度（ＭＰａ）である。また、黒四角（■）は引張弾性率（ＭＰａ）を示し、黒菱形（◆）は引張強度（ＭＰａ）を示す。
【００４２】
図４に示すように、比較例２のサンプル（ＬＡ２０％〜ＬＡ６０％）と比較して、実施例２のサンプル（ＬＡ７０％およびＬＡ８０％）は、引張弾性率および引張強度が共に高く、ステントとして十分に使用可能であることがわかった。
【００４３】
（実施例３）
本例では、Ｌ−ラクチドとε−カプロラクトンとのモル比が７５．１：２４．９（Ｌ−ラクチド含有率７５．１モル％）であり、重量平均分子量が３５２，０００のＰ（ＬＡ／ＣＬ）を用いた。前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）を濃度０．０５ｇ／ｍＬとなるようにクロロホルムに混合して、混合溶液を調製した。そして、直径５〜６ｍｍ、長さ２０ｍｍのシリコンチューブを、前記混合溶液に２秒間浸漬後、前記混合溶液から引き上げ、室温で３０分間乾燥させた。この浸漬および乾燥を、合計２０回繰り返し行い、前記シリコンチューブの表面にＰ（ＬＡ／ＣＬ）層を形成させた。そして、前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）層を前記シリコンチューブから引き抜き、エチレンオキサイドを用いて滅菌した。これにより、外径５ｍｍおよび６ｍｍ、所定の厚み（０．２８〜０．６６ｍｍ）のステントを作製した。各ステントについて、前記実施例２と同様にして、引張強度を測定した。また、各ステントについて、引張試験機（オートグラフＡＧ−ＩＳ：島津製作所社製）を用いて、支点間距離２０ｍｍ、圧縮スピード５ｍｍ／分、サンプル長５０ｍｍの条件で、３点曲げ試験を行い、曲げ強度（Ｎ）を測定した。
【００４４】
図５に、実施例３のステントにおける、引張強度の測定結果のグラフを示す。図５において、横軸は、ステントの厚み（ｍｍ）であり、縦軸は、引張強度（Ｎ）である。また、黒菱形（◆）は外径５ｍｍのステントを示し、黒四角（■）は外径６ｍｍのステントを示す。図５に示すように、引張強度について、実施例３のステントは、厚みにかかわらず、いずれも、胆膵管用ステントのＪＩＳ規格試験（ＪＩＳ Ｔ ３２６９）における基準値（４．９Ｎ）を超える値を示した。
【００４５】
図６に、実施例３のステントにおける、３点曲げ強度の測定結果のグラフを示す。図６において、横軸は、ステントの厚み（ｍｍ）であり、縦軸は、曲げ強度（Ｎ）である。また、黒菱形（◆）は外径５ｍｍのステントを示し、黒四角（■）は外径６ｍｍのステントを示す。図６に示すように、曲げ強度について、実施例３のステントは、厚みにかかわらず、いずれも高い値を示した。
【００４６】
このように、実施例３のステントは、いずれも引張強度および曲げ強度が高く、優れた物理的強度を示した。
【産業上の利用可能性】
【００４７】
以上のように、本発明の生体吸収性ステントは、耐分解性に優れるため、例えば、吻合部において狭窄が発生しやすい期間中、形態性を維持できる。このため、本発明の生体吸収性ステントによれば、吻合部における狭窄を防止できる。このように、本発明は、医療分野において極めて有用である。
【技術分野】
【０００１】
本発明は、生体吸収性ステントおよびそれを含む医療用デバイスに関する。
【背景技術】
【０００２】
近年、末期肝不全および肝癌等に対する治療法として、肝移植が行われている。肝移植手術は、ドナーの肝臓から導出する胆管と、レシピエントの胆管とを吻合するが、吻合部における胆管狭窄が問題となっている。このような問題は、胆管に限らず、例えば、膵管と十二指腸等の消化管との吻合においても生じている。
【０００３】
このような管腔臓器の吻合が原因となる狭窄を防止するため、例えば、前記管腔臓器の吻合部における内部空間を維持するためのステントが提案されている。前記ステントは、その一端を一方の管腔臓器の内部に挿入し、その他端を他方の管腔臓器の内部に挿入する。そして、両管腔臓器の端部同士を吻合すれば、前記ステントにより、吻合部およびその周囲における内部空間を維持できる。前記ステントとしては、例えば、メタルステント等が開発されている（特許文献１、非特許文献１等）。前記メタルステントは、一般に、網目の筒状体であり、金属から形成されているため、体内に挿入後、半永久的に物理的強度を確保できる。このため、狭窄防止効果は高いが、体内に残ることにより、再狭窄の原因となる可能性がある。また、前記メタルステントの除去には、再度、手術が必要となるため、患者の負担が大きい。また、前記メタルステントの他に、一般に、血液、消化液、空気等の除去を目的に体内に留置する排液用チューブを、前記ステントとして利用する方法も提案されている。しかし、前記チューブは、通常、ポリ塩化ビニル等の樹脂製であるため、前記メタルステントと同様、狭窄防止効果は高いが、前記チューブの抜去後、再狭窄の可能性がある。
【０００４】
このような問題を解決するため、前記ステントを、例えば、一定期間経過後に、生体内で分解、吸収される生体吸収性材料から形成することが考えられている（非特許文献２および３、特許文献２〜５等）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開平８−１９６６４２号公報
【特許文献２】特表２００５−５１７０６２号公報
【特許文献３】特開２００１−３３３９７５号公報
【特許文献４】特表２００４−５００１５３号公報
【特許文献５】特表２００４−５３６９２９号公報
【非特許文献】
【０００６】
【非特許文献１】「Role of endoscopic endoprostheses in proximal malignant obstruction.」,J hepatobiliary Pancreat Surg.,2001年;Vol.8:p.118-123
【非特許文献２】「Clinical use of synthetic absorbable cuff material for peripheralvascular anastomosis.」,Surg. Gynecol. Obstet.1992年,Vol.175:p.421-427.
【非特許文献３】「Synthetic Bioabsorbable Stent Material for Duct-to-Duct BiliaryReconstruction.」,Journal of Surgical Research,2009年,Vol.151,p.85-88
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
前記生体吸収性ステントを管腔臓器内部に挿入した場合、狭窄が発生しやすい期間内に、前記ステントが分解されてしまうという問題がある。そこで、本発明は、吻合部における狭窄が発生しやすい期間中、形態を維持可能な、耐分解性に優れる生体吸収性ステントの提供を目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明の生体吸収性ステントは、生体吸収性材料から形成されたステントであって、前記生体吸収性材料が、Ｌ−ラクチドとカプロラクトンとのコポリマーを含み、前記コポリマーにおける前記Ｌ−ラクチドの含有率が、７０モル％以上であることを特徴とする。
【０００９】
本発明の医療用デバイスは、本発明の生体吸収性ステントを含むことを特徴とする。
【発明の効果】
【００１０】
本発明の生体吸収性ステントは、耐分解性に優れるため、例えば、吻合部において狭窄が発生しやすい期間中、形態を維持できる。このため、本発明の生体吸収性ステントによれば、吻合部における狭窄を防止できる。このように、本発明は、医療分野において極めて有用である。
【図面の簡単な説明】
【００１１】
【図１】図１は、実施例１および比較例１における浸漬試験の測定結果を示すグラフである。
【図２】図２は、実施例１および比較例１における浸漬試験（浸漬開始３９週後）の結果を示す写真である。
【図３】図３は、実施例１における浸漬試験（浸漬開始８０週後）の結果を示す写真である。
【図４】図４は、実施例２および比較例２における引張試験の測定結果を示すグラフである。
【図５】図５は、実施例３における引張強度の測定結果を示すグラフである。
【図６】図６は、実施例３における３点曲げ強度の測定結果を示すグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００１２】
本発明の生体吸収性ステントは、前述のように、生体吸収性材料から形成されたステントであって、前記生体吸収性材料が、Ｌ−ラクチドとカプロラクトンとのコポリマー（以下、「Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）」という）を含み、前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）におけるＬ−ラクチドの含有率が、７０モル％以上であることを特徴とする。
【００１３】
前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）におけるＬ−ラクチドの含有率は、前述のように、７０モル％以上であり、好ましくは、７５モル％以上である。前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）におけるＬ−ラクチドの含有率の上限は、特に制限されないが、例えば、８５モル％以下であり、好ましくは、８０モル％以下である。前記上限値を前述の値以下に設定することで、例えば、より柔軟で、取扱性に優れるステントを提供できる。このようなステントは、例えば、管腔臓器との縫合、管腔臓器内の目的部位への移動等がより容易になるため、さらに、手術時の操作性に優れる。また、前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）におけるカプロラクトンの含有率は、３０モル％以下であり、好ましくは、２５モル％以下である。前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）におけるカプロラクトンの含有率の下限は、特に制限されないが、例えば、１５モル％以上であり、好ましくは、２０モル％以上である。前記生体吸収性材料は、異なるＬ−ラクチド含有率の前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）を２種類以上含んでもよい。
【００１４】
前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）の重量平均分子量は、特に制限されないが、例えば、５，０００〜２，０００，０００であり、好ましくは、１０，０００〜１，５００，０００であり、より好ましくは、１００，０００〜１，０００，０００である。前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）は、例えば、ランダムポリマー、ブロックポリマー、グラフトポリマーのいずれであってもよい。
【００１５】
前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）の合成方法は、特に制限されず、従来公知の方法を使用できる。具体的には、例えば、Ｌ−ラクチドとカプロラクトンとを開環重合により共重合させてもよいし、乳酸からＬ−ラクチドを合成して、これをカプロラクトンと共重合させてもよい。なお、前記乳酸からＬ−ラクチドを合成する方法は、特に制限されず、従来公知の方法を使用できる。このように、出発原料として乳酸を使用した場合、一量体の乳酸を二量体のＬ−ラクチドに換算し、換算したＬ−ラクチドとカプロラクトンとの合計モル数に対するＬ−ラクチドのモル数の割合が、前述の範囲であることが好ましい。
【００１６】
前記乳酸としては、特に制限されず、例えば、Ｌ−乳酸を使用できる。前記カプロラクトンとしては、特に制限されず、例えば、ε−カプロラクトン、γ−ブチロラクトン、δ−バレロラクトン等があげられ、好ましくは、ε−カプロラクトンである。
【００１７】
前記生体吸収性材料は、例えば、前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）のみを含んでもよいし、本発明に影響を与えない範囲で、さらにその他のポリマー等を含んでもよい。前記その他のポリマーは、特に制限されず、例えば、脂肪族ポリエステル、ポリカーボネート、ポリアミド、ポリビニルアルコール、ポリエーテル等の生体吸収性ポリマーがあげられる。前記ポリマーを構成するモノマーとしては、特に制限されないが、例えば、乳酸、ラクチド、ブチルラクトン、バレロラクトン、カプロラクトン、グリコリド、グリコール酸、トリメチレンカーボネート、エチレンオキサイド、パラジオキサノン等があげられ、前記ポリマーは、例えば、これらのホモポリマーでもよいし、これらを組み合わせたコポリマーでもよい。前記ポリマーがコポリマーの場合、前記モノマーの組み合わせおよび割合は、特に制限されない。また、前記ポリマーは、例えば、コラーゲン、ヒアルロン酸、エラスチン、キトサン、キチン、コンドロイチン硫酸、セルロース等の天然高分子であってもよい。前記天然高分子は、例えば、生体の組織や細胞等からの抽出物でもよいし、形質転換体による産生物でもよいし、合成物でもよく、特に制限されない。前記天然高分子は、例えば、前記抽出物、産出物または合成物を、さらに、修飾または誘導体化したものでもよい。
【００１８】
前記生体吸収性材料は、例えば、前記生体吸収性ポリマー以外に、他の成分を含んでいてもよい。前記他の成分としては、特に制限されないが、例えば、バリウム等の造影剤、ヒドロキシアパタイト、チタン等があげられる。前記生体吸収性材料が、バリウム等の造影剤を生体吸収性ポリマーに練り込ませる等の方法により含有すれば、例えば、Ｘ線撮影により、逐次、外部から、前記生体吸収性ステントの分解程度を確認可能である。
【００１９】
本発明の生体吸収性ステントの生体における適用部位は、何ら制限されないが、例えば、管腔臓器が好ましい。前記管腔臓器としては、特に制限されないが、例えば、胆管、膵管、十二指腸、血管、リンパ管、気管等があげられ、特に、胆管および膵管が好ましい。胆管を吻合した場合、狭窄は、通常、手術から１年以内に発生することが、本発明者らにより明らかとなった。しかし、本発明によれば、例えば、胆管用のステント（胆管ステント）として使用しても、手術から１年の間、十分に形態を維持して、胆管狭窄を回避することが可能である。また、膵管を吻合した場合、狭窄は、通常、手術から３ヵ月以内に発生することが、本発明者らにより明らかとなった。しかし、本発明によれば、例えば、膵管用のステント（膵管ステント）として使用しても、手術から３ヵ月の間、十分に形態を維持して、膵管狭窄を回避することが可能である。なお、胆管ステントと膵管ステントとでは、内部を通過する体液が、胆液と膵液とで異なり、同じ組成の生体吸収性材料であっても、膵管ステントの方が、分解されやすい。しかし、本発明によれば、前述のように、例えば、胆管ステントとして使用する場合でも、膵管ステントとして使用する場合でも、それぞれの管腔臓器において形態維持が必要とされる期間、分解を抑制できる。前記生体としては、特に制限されず、例えば、哺乳動物等があげられる。前記哺乳動物としては、特に制限されず、例えば、ヒト、サル、イヌ、ネコ、ウマ、ウシ、ヒツジ、ヤギ、ブタ、マウス、ラット、ウサギ等があげられる。
【００２０】
前記生体吸収性ステントの形状は、特に制限されず、例えば、管状が好ましく、より好ましくは、断面形状が略円環の管状である。前記生体吸収性ステントの外径は、例えば、前記ステントを挿入する前記管腔臓器の種類に応じて適宜設定可能であり、特に制限されない。前記生体吸収性ステントの外径は、特に制限されないが、例えば、３〜１０ｍｍである。具体的に、本発明の生体吸収性ステントが胆管ステントの場合、前記外径は、例えば、４〜８ｍｍである。また、本発明の生体吸収性ステントが膵管ステントの場合、前記外径は、例えば、２〜６ｍｍである。前記生体吸収性ステントの厚みは、特に制限されないが、例えば、０．１〜０．５ｍｍであり、好ましくは、０．１〜０．３ｍｍである。また、本発明の生体吸収性ステントが胆管ステントまたは膵管ステントの場合、前記厚みは、例えば、０．２〜０．５ｍｍである。なお、本発明において、前記ステントの厚みとは、ステント側壁の厚みをいう。前記生体吸収性ステントの長さは、特に制限されないが、例えば、１０〜１５ｍｍである。
【００２１】
本発明の生体吸収性ステントは、例えば、以下のようにして製造できる。なお、以下の方法は、一例であり、本発明はこれに制限されない。
【００２２】
まず、前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）と溶媒とを混合して、混合溶液を調製する。前記溶媒としては、例えば、前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）を溶解可能であるものが好ましく、例えば、クロロホルム、１，４−ジオキサン、アセトン、トルエン、ベンゼン、ジクロロメタン、ジメチルカーボネート、ジメチルホルムアミド、ヘキサフルオロイソプロパノール、テトラヒドロフラン等の有機溶媒があげられる。前記溶媒は、例えば、いずれか１種類でもよいし、２種類以上の混合溶媒であってもよい。前記混合溶媒において、組み合わせる溶媒の割合は、特に制限されない。前記混合溶液における前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）の濃度は、特に制限されないが、例えば、１〜２０ｗ／ｖ％であり、好ましくは、５〜１０ｗ／ｖ％である。
【００２３】
つぎに、円柱状の基材を準備する。前記円柱状の基材としては、例えば、シリコンチューブがあげられる。前記基材の外径は、例えば、製造するステントの内径、外径および厚みに応じて適宜設定できる。前記基材の長さは、特に制限されないが、例えば、製造するステントの長さに応じて適宜設定できる。
【００２４】
そして、前記基材を、前記混合溶液中に浸漬する。前記浸漬時間は、特に制限されないが、例えば、１〜１０秒間であり、好ましくは、１〜５秒間である。前記浸漬温度は、特に制限されないが、例えば、４〜５０℃であり、好ましくは、１０〜４０℃であり、より好ましくは、２０〜３０℃である。前記浸漬後、前記基材を、その軸方向が鉛直方向になるように、前記混合溶液から引き上げて、乾燥する。これにより、前記基材の外周に、前記生体吸収性材料のポリマー層が形成される。前記乾燥時間は、特に制限されないが、例えば、１０〜６０分間であり、好ましくは、２０〜４０分間である。前記乾燥温度は、特に制限されないが、例えば、４〜５０℃であり、好ましくは、１０〜４０℃であり、より好ましくは、２０〜３０℃である。前記浸漬および乾燥の工程は、例えば、１回でもよいし、所望の厚みとなるまで、数回繰り返してもよい。
【００２５】
そして、前記ポリマー層を、前記基材から前記軸方向に引き抜くことにより、本発明の生体吸収性ステントが得られる。前記生体吸収性ステントは、例えば、長いポリマー層を作製後、所望の長さに切断して製造してもよいし、所望の長さのステントを直接製造してもよい。なお、本発明の生体吸収性ステントは、前述の浸漬成型法に限られず、例えば、押出成型、射出成型等の方法を用いて成型してもよい。また、前記生体吸収性ステントの製造方法は、例えば、さらに、滅菌工程等の他の工程を含んでもよい。
【００２６】
前記生体吸収性ステントは、例えば、生体内に埋植して使用できる。前記埋植方法としては、特に制限されないが、例えば、前述のように、前記生体吸収性ステントの一端を、一方の管腔臓器の内部に挿入し、その他端を、他方の管腔臓器の内部に挿入し、両管腔臓器の端部同士を吻合してもよい。前記生体吸収性ステントは、例えば、前記両管腔臓器の端部同士を縫合する際、共に縫合してもよい。前記縫合により、例えば、前記生体吸収性ステントを、さらに確実に、吻合部に固定できる。また、前記生体吸収性ステントは、例えば、カテーテル等を用いて前記管腔臓器内の狭窄部位に配置してもよい。前記生体吸収性ステントは、例えば、所定期間、ステントの形態を維持可能であり、前記所定期間の経過後は、例えば、分解され、体外へ排出されるのが好ましい。
【００２７】
本発明の医療用デバイスは、前述のように、本発明の生体吸収性ステントを含むことを特徴とする。前記医療用デバイスは、本発明の生体吸収性ステント以外に、例えば、カテーテル等を含んでもよい。
【００２８】
つぎに、本発明の実施例について説明する。ただし、本発明は、下記実施例により制限されない。
【実施例】
【００２９】
（実施例１）
本例では、下記表１に示す種々のＰ（ＬＡ／ＣＬ）を用いて、シート状のサンプルを作製し、ＩＳＯ１５８１４の試験方法に基づいて、分解率を測定した。
【００３０】
【表１】
【００３１】
本例において、以下、前記表１における、実施例１のＮｏ．１〜４のＰ（ＬＡ／ＣＬ）を、「ＬＡ７５％」、実施例１のＮｏ．５〜９のＰ（ＬＡ／ＣＬ）を、「ＬＡ８５％」、比較例１のＮｏ．１０〜１３のＰ（ＬＡ／ＣＬ）を、「ＬＡ５０％」ともいう。なお、これらのＰ（ＬＡ／ＣＬ）の原料であるラクチドは、Ｌ−ラクチドであり、カプロラクトンは、ε−カプロラクトンである。
【００３２】
前記表１に示す各Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）を、熱プレス機を用いて熱プレス加工し、フィルム状のサンプル（２ｃｍ×２ｃｍ、厚み約０．３ｍｍ）を作製した。
【００３３】
得られたサンプルの重量（Ａ）を測定した。つぎに、ポリスチレン製容器に、リン酸緩衝液（ＰＢＳ）２０ｍＬを注ぎ、３７℃に加温した後、前記サンプルを浸漬し、蓋をした。そして、所定期間（０、４、８、２６、３９、５２、６５および８０週間）、３７±１℃の温度条件下で保存した。所定期間後、前記サンプルを回収し、室温で、８時間以上乾燥し、各サンプルの重量（Ｂ）を測定した。下記式に、前記重量ＡおよびＢを代入して、重量変化率（％）を算出した。また、各サンプルの写真を撮影し、形態を観察した。
重量変化率（％）＝｛（Ａ−Ｂ）／Ａ｝×１００
Ａ＝浸漬前のサンプルの重量（ｍｇ）
Ｂ＝浸漬後のサンプルの重量（ｍｇ）
【００３４】
図１に、重量平均分子量約５００，０００のＰ（ＬＡ／ＣＬ）を用いた、実施例１（Ｎｏ．４および９）および比較例１（Ｎｏ．１３）のサンプルにおける、重量変化率（％）の測定結果のグラフを示す。図１において、横軸は、浸漬期間（週）であり、縦軸は、重量変化率（％）である。また、黒四角（■）は、Ｌ−ラクチド含有率７５モル％のＰ（ＬＡ／ＣＬ）（ＬＡ７５％）を示し、黒三角は、Ｌ−ラクチド含有率８５モル％のＰ（ＬＡ／ＣＬ）（ＬＡ８５％）を示し、黒菱形（◆）は、Ｌ−ラクチド含有率５０モル％のＰ（ＬＡ／ＣＬ）（ＬＡ５０％）を示す。
【００３５】
図１に示すように、浸漬開始５２週後（約１年後）、比較例１のＬＡ５０％の重量は、約６０％減少した。これに対して、浸漬開始５２週後（約１年後）、実施例１のうちＬＡ７５％の重量は、約２５％しか減少せず、ＬＡ８５％の重量は、約１０％しか減少しなかった。なお、図示しないが、他の重量平均分子量（約１００，０００〜約４００，０００）のＰ（ＬＡ／ＣＬ）を用いた実施例１および比較例１のサンプルについても、重量変化率の測定結果は、同様の傾向を示した。このように、実施例１のサンプルは、浸漬開始約１年後も分解率が低く、優れた耐分解性を示した。
【００３６】
図２に、重量平均分子量約５００，０００のＰ（ＬＡ／ＣＬ）を用いた、実施例１（Ｎｏ．４および９）および比較例１（Ｎｏ．１３）のサンプルの、浸漬開始３９週後（約９ヵ月後）における写真を示す。また、図３に、前記重量平均分子量約５００，０００のＰ（ＬＡ／ＣＬ）を用いた、実施例１のサンプルの、浸漬開始８０週後（約１年半後）における写真を示す。図２（Ａ）および図３（Ａ）は、ＬＡ７５％の写真であり、図２（Ｂ）および図３（Ｂ）は、ＬＡ８５％の写真であり、図２（Ｃ）は、ＬＡ５０％の写真である。
【００３７】
図２に示すように、浸漬開始３９週後（約９ヵ月後）には、比較例１のＬＡ５０％のサンプルは、分解によって砕けているのに対し、実施例１のＬＡ７５％およびＬＡ８５％のサンプルは、分解が抑制され、形態性がほぼ維持されていた。そして、図３に示すように、浸漬開始８０週後（約１年半後）には、実施例１のＬＡ７５％のサンプルは、分解され、消失し、実施例１のＬＡ８５％のサンプルは、分解によって砕けていた。なお、図示しないが、他の重量平均分子量（約１００，０００〜約４００，０００）のＰ（ＬＡ／ＣＬ）を用いた実施例１および比較例１のサンプルについても、浸漬開始３９週後および８０週後における形態変化は、同様であった。このように、実施例１のサンプルは、浸漬開始約９ヵ月後においては、十分に分解が抑制され、約１年半後においては分解されていた。
【００３８】
（実施例２）
本例では、下記表２に示す種々のＰ（ＬＡ／ＣＬ）を用いて、フィルム状のダンベル型サンプルを作製し、引張試験による引張弾性率および引張強度を測定した。
【００３９】
【表２】
【００４０】
前記表２に示す各Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）を、熱プレス機で熱プレス加工後、ダンベル３号形試験片打抜刃を用いて打ち抜き、フィルム状のダンベル型サンプル（厚み約０．３ｍｍ）を得た。各サンプルについて、引張試験機（オートグラフＡＧ−ＩＳ：島津製作所）を用いて、室温下、引張スピード５０ｍｍ／分、チャック間距離３０ｍｍの条件で試験を行い、引張弾性率（ＭＰａ）および引張応力（ＭＰａ）を測定した。
【００４１】
図４に、Ｌ−ラクチド含有率７０モル％および８０モル％のＰ（ＬＡ／ＣＬ）を用いた実施例２（Ｎｏ．１４および１５）、ならびにＬ−ラクチド含有率２０モル％〜６０モル％のＰ（ＬＡ／ＣＬ）を用いた比較例２（Ｎｏ．１６〜２０）のサンプルにおける、引張弾性率および引張強度の測定結果のグラフを示す。図４において、横軸は、Ｌ−ラクチド含有率（モル％）であり、左の縦軸は、引張弾性率（ＭＰａ）であり、右の縦軸は、引張強度（ＭＰａ）である。また、黒四角（■）は引張弾性率（ＭＰａ）を示し、黒菱形（◆）は引張強度（ＭＰａ）を示す。
【００４２】
図４に示すように、比較例２のサンプル（ＬＡ２０％〜ＬＡ６０％）と比較して、実施例２のサンプル（ＬＡ７０％およびＬＡ８０％）は、引張弾性率および引張強度が共に高く、ステントとして十分に使用可能であることがわかった。
【００４３】
（実施例３）
本例では、Ｌ−ラクチドとε−カプロラクトンとのモル比が７５．１：２４．９（Ｌ−ラクチド含有率７５．１モル％）であり、重量平均分子量が３５２，０００のＰ（ＬＡ／ＣＬ）を用いた。前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）を濃度０．０５ｇ／ｍＬとなるようにクロロホルムに混合して、混合溶液を調製した。そして、直径５〜６ｍｍ、長さ２０ｍｍのシリコンチューブを、前記混合溶液に２秒間浸漬後、前記混合溶液から引き上げ、室温で３０分間乾燥させた。この浸漬および乾燥を、合計２０回繰り返し行い、前記シリコンチューブの表面にＰ（ＬＡ／ＣＬ）層を形成させた。そして、前記Ｐ（ＬＡ／ＣＬ）層を前記シリコンチューブから引き抜き、エチレンオキサイドを用いて滅菌した。これにより、外径５ｍｍおよび６ｍｍ、所定の厚み（０．２８〜０．６６ｍｍ）のステントを作製した。各ステントについて、前記実施例２と同様にして、引張強度を測定した。また、各ステントについて、引張試験機（オートグラフＡＧ−ＩＳ：島津製作所社製）を用いて、支点間距離２０ｍｍ、圧縮スピード５ｍｍ／分、サンプル長５０ｍｍの条件で、３点曲げ試験を行い、曲げ強度（Ｎ）を測定した。
【００４４】
図５に、実施例３のステントにおける、引張強度の測定結果のグラフを示す。図５において、横軸は、ステントの厚み（ｍｍ）であり、縦軸は、引張強度（Ｎ）である。また、黒菱形（◆）は外径５ｍｍのステントを示し、黒四角（■）は外径６ｍｍのステントを示す。図５に示すように、引張強度について、実施例３のステントは、厚みにかかわらず、いずれも、胆膵管用ステントのＪＩＳ規格試験（ＪＩＳ Ｔ ３２６９）における基準値（４．９Ｎ）を超える値を示した。
【００４５】
図６に、実施例３のステントにおける、３点曲げ強度の測定結果のグラフを示す。図６において、横軸は、ステントの厚み（ｍｍ）であり、縦軸は、曲げ強度（Ｎ）である。また、黒菱形（◆）は外径５ｍｍのステントを示し、黒四角（■）は外径６ｍｍのステントを示す。図６に示すように、曲げ強度について、実施例３のステントは、厚みにかかわらず、いずれも高い値を示した。
【００４６】
このように、実施例３のステントは、いずれも引張強度および曲げ強度が高く、優れた物理的強度を示した。
【産業上の利用可能性】
【００４７】
以上のように、本発明の生体吸収性ステントは、耐分解性に優れるため、例えば、吻合部において狭窄が発生しやすい期間中、形態性を維持できる。このため、本発明の生体吸収性ステントによれば、吻合部における狭窄を防止できる。このように、本発明は、医療分野において極めて有用である。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体吸収性材料から形成されたステントであって、
前記生体吸収性材料が、Ｌ−ラクチドとカプロラクトンとのコポリマーを含み、
前記コポリマーにおける前記Ｌ−ラクチドの含有率が、７０モル％以上である、生体吸収性ステント。
【請求項２】
前記コポリマーにおける前記Ｌ−ラクチドの含有率が、７０〜８５モル％である、請求項１記載の生体吸収性ステント。
【請求項３】
前記コポリマーにおける前記Ｌ−ラクチドの含有率が、７０〜８０モル％である、請求項２記載の生体吸収性ステント。
【請求項４】
前記コポリマーにおける前記Ｌ−ラクチドの含有率が、７５〜８０モル％である、請求項３記載の生体吸収性ステント。
【請求項５】
前記ステントが、胆管ステントまたは膵管ステントである、請求項１から４のいずれか一項に記載の生体吸収性ステント。
【請求項６】
請求項１から５のいずれか一項に記載の生体吸収性ステントを含む医療用デバイス。
【請求項１】
生体吸収性材料から形成されたステントであって、
前記生体吸収性材料が、Ｌ−ラクチドとカプロラクトンとのコポリマーを含み、
前記コポリマーにおける前記Ｌ−ラクチドの含有率が、７０モル％以上である、生体吸収性ステント。
【請求項２】
前記コポリマーにおける前記Ｌ−ラクチドの含有率が、７０〜８５モル％である、請求項１記載の生体吸収性ステント。
【請求項３】
前記コポリマーにおける前記Ｌ−ラクチドの含有率が、７０〜８０モル％である、請求項２記載の生体吸収性ステント。
【請求項４】
前記コポリマーにおける前記Ｌ−ラクチドの含有率が、７５〜８０モル％である、請求項３記載の生体吸収性ステント。
【請求項５】
前記ステントが、胆管ステントまたは膵管ステントである、請求項１から４のいずれか一項に記載の生体吸収性ステント。
【請求項６】
請求項１から５のいずれか一項に記載の生体吸収性ステントを含む医療用デバイス。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【公開番号】特開２０１１−２０６１１４（Ｐ２０１１−２０６１１４Ａ）
【公開日】平成２３年１０月２０日（２０１１．１０．２０）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１０−７４２５２（Ｐ２０１０−７４２５２）
【出願日】平成２２年３月２９日（２０１０．３．２９）
【出願人】（０００１５３０３０）株式会社ジェイ・エム・エス (452)
【出願人】（５０４１３６５６８）国立大学法人広島大学 (924)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２３年１０月２０日（２０１１．１０．２０）
【国際特許分類】
【出願日】平成２２年３月２９日（２０１０．３．２９）
【出願人】（０００１５３０３０）株式会社ジェイ・エム・エス (452)
【出願人】（５０４１３６５６８）国立大学法人広島大学 (924)
【Ｆターム（参考）】
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