JP2004506478A - 生分解性の外科用インプラント - Google Patents

Abstract

これは第一の生体吸収可能な材料から作られる第一区画（１）と第二の生体吸収可能な材料から作られる第二区画（２）とを有する生体組織内設置用の生分解性インプラントであり、その第一および第二区画が結合しており、その第一区画（１）が生体組織中における第一分解速度と生体組織中における第一膨張速度とを有し、かつ第二区画（２）が生体組織中における第二分解速度と生体組織中における第二膨張速度とを有する。

Description

【０００１】
（発明の分野）
本発明は、生分解性の外科用インプラントに関する。
【０００２】
（発明の背景）
本出願は、ステント挿入用装置に関する１９９９年１２月１７日出願の米国特許出願第０９／４６５，７８９号と関連する。この特許出願の開示は、その全体が参照により本明細書に組み込まれる。
【０００３】
外科では、管、導管、管状器官、腸管、血管、神経などの細長い器官、組織、またはその一部を支持、結合、または分離するために生分解性の細長い（一般にはチューブ状の）外科用インプラントを採用することが知られている。生分解性材料はｉｎ ｖｉｖｏで分解し、溶解生成物は、例えば代謝管、腎臓、肺、腸、および／または分泌により皮膚を通って系から出て行く。
【０００４】
管状の生分解性外科用インプラントはいくつかの欠点および制約を伴っており、移動はそれらの一つである。生体吸収可能なインプラントで治療される傷は、インプラントが体内のその意図する場所に残るならば、すなわちインプラントが移植後移動しないならば、当然治癒するのみのはずである。以前から知られている方法と生分解性材料で製造されたインプラントは、往々にして治療される体腔、例えば血管の壁にそれ自体しっかりと十分付着しないために必ずしも移動を防がない。
【０００５】
Ｔａｌｊｉ他の米国特許第５，７９２，４００号は、組織を支持し、接合し、また分離するための、また組織の空洞を開いたままにするための生分解性材料から作られる外科用インプラントまたはその一部の製造方法に関する。この外科用インプラントは、螺旋形状を有する。しかし、傷の治癒に通常用いられる適切な分解速度を有するこれら生分解性材料は、挿入後かなり長い自己膨張期間を有し、その結果挿入後インプラントが移動することになる危険性を増す。
【０００６】
またＴｏｒｍａｌａ他の国際公開第ＷＯ９７／１１７２４号は、生分解性インプラントを開示する。このインプラントの巨視的構造は、異なる分解時間を有するやり方で作られている２ないし数個のゾーンを含む。しかしながらこの方法は、インプラントの移動を防ぐための外科用インプラントの機能的改良、例えばインプラントの自己膨張特性を達成するためのどのような準備的尺度も明らかにしていない。
【０００７】
（発明の概要）
本発明では、器官、組織、またはその一部を支持、結合、または分離するために用いられる生分解性の外科用インプラントの移動を実質上なくすことができるという驚くべき発見がなされた。この発明は、ポリマーを基材とする材料から製造され、ｉｎ ｖｉｖｏに設置することを意図する生分解性インプラントに関する。この生分解性インプラントは、異なるポリマーを基材とする材料から製造され、つなぎ合わせてインプラントの少なくとも一部を形成する少なくとも２つの区画を含み、
１）その第一区画はｉｎ ｖｉｖｏで分解と自己膨張の第一期間を有し、かつ
２）その第二区画はｉｎ ｖｉｖｏで分解と自己膨張の第二期間を有する。
【０００８】
本発明のインプラントを使用し、分解および自己膨張の期間を適切に選択することによって、その設置後にインプラントの迅速かつ堅固な固定を保証することができる。インプラントの第二区画が急速に膨張し、それによってインプラントをその意図した場所、例えば血管または別の導管内に確実に貼り付けることになる。インプラントの第二区画よりゆっくり分解するインプラントの第一区画は、インプラントの第二区画よりゆっくり膨張することになる。インプラントの第一区画は膨張しつつあるが、すでに膨張してしまったインプラントの第二区画はインプラントが移動しないことを保証するのを助けている。いったんこのインプラントの第一区画が膨張し、その意図した場所に確実に貼り付くと、それは必要とされる長期間耐久力のある構造的支承を提供することになる。いったんこのインプラントの第一区画が膨張し、その意図する場所にそれ自体貼り付くと、インプラントの第二区画は、所定の位置にインプラントの第一区画を残して分解してもよい。
【０００９】
添付の図面を参照しながら下記明細書中で本発明をより詳細に記載する。
【００１０】
（発明の詳細な説明）
図１は、インプラントの第一区画１および第二区画２を形成する２つのコイル型螺旋状の区画を含む生分解性インプラントを示す。コイル型の区画は異なるポリマーを基材とする材料から製造される。このインプラントは、閉鎖症の治療または予防のためにｉｎ ｖｉｖｏ、例えば血管または静脈の内部に設置することを意図している。
【００１１】
第一区画１は、分解時間ＰＤ１および自己膨張時間ＰＳ１を有する。同様に第二区画２は、分解時間ＰＤ２および自己膨張時間ＰＳ２を有する。第一および第二区画１および２を親和性のポリマーを基材とする材料から製造することによって、第一区画１の分解時間ＰＤ１が第二区画２の分解時間ＰＤ２よりも長いインプラントを作ることができる。さらに第一区画１の自己膨張時間ＰＳ１は、第二区画２の自己膨張時間ＰＳ２よりも長い。したがって第二区画２は、第一区画１よりも速く膨張しまた分解することになる。
【００１２】
図１のこの２つの区画１と２を結合してインプラントの少なくとも一部を形成する。これを達成するために区画１と２の端部１ａと２ａを合わせて動かないように固定し、それによって２つの区画１と２を結合する。これは、例えば端部１ａと２ａのコイルを絡み合わせることによって実現することができる。これは、端部１ａと２ａが突き出て互いの中に入り込み、かつ螺旋状コイル形成部の連続的に隣接する円形の間の空間でオーバーラップするように、互いに端部１ａと２ａを押付け合い、かつこれら共通の軸方向の中心線を囲んでそれらを一緒に巻きつけることによって容易に行うことができる。このようなオーバーラップを図３の参照番号５で示す。しかし区画２はそれほど大きく、またそれほど速く膨張しないので、区画２は区画１が膨張する以前に区画１から分離するはずである。
【００１３】
図２〜５に示す本発明によるインプラントの第二の実施形態は、男性の尿道領域に配置することを意図して企画されたものである。このインプラントは螺旋状に巻かれた細長い区画１を備え、区画１は区画２と結合する。区画２は、固定部２ｂとその第一端に螺旋状に巻かれた端部２ａ とを有する軸方向のロッド部２ｃとを含み、このロッド部２ｃは区画２を区画１に結合するために用いることができる。固定部２ｂは、軸方向のロッド部２ｃの第二端とつながっており、設置されている間ずっと図５に示すように尿道の括約筋７の背後の前立腺領域６に配置される。軸方向のロッド部２ｃは、図５に示すように尿道の括約筋領域７を越える。部分２ｃを取り巻く括約筋による圧縮のせいで、区画２の比較的速い膨張と組み合わされてインプラントの場所が固定され、また螺旋状に巻かれた細長い区画１は移動のリスクなしに所望のやり方で機能することができる。
【００１４】
図４に示すようにこのインプラントは、矢印８で示す外部尿道口を通じて尿道の内側にインプラントを押し込むことによって設置される。それは、螺旋状に巻かれた細長い区画１が尿道内の閉鎖領域９に配置されるように位置決めされる。区画１は、最初は区画２によってまた後にはｉｎ ｖｉｖｏでのそれ自体の膨張によって所定の位置に保持され、それが結局分解するまで尿道の閉鎖した部分を開いた状態に保つ。
【００１５】
本発明およびその応用範囲の更なる態様を下記の非限定的な実施例によって、より詳細に記載する。
【００１６】
実施例１
表１から選択したポリマーを用いて本発明に従って螺旋状インプラント（「ステント」）、例えば図１〜３に示すものを調製した。このステントの寸法は、ワイヤ径１ｍｍ、つる巻き線の外径８ｍｍ、内径６ｍｍ、ピッチ角１５度、インプラントの長さ５０〜１００ｍｍであった。このステントは、まずポリマー溶融物を押出成形にかけ、径（φ）１．５〜２．０ｍｍのフィラメントを製作することによって作られた。このフィラメントを温度Ｔｍ＞Ｔ＞Ｔｇ（ただしＴｇはポリマーのガラス化温度であり、Ｔｍはポリマーの溶融温度である）で１ｍｍの径まで延伸した（配向および自己補強を引き起こすため）。次いでこれらを熱した状態で金属製パイプ（径５ｍｍ）の周囲に巻き付け、冷却し、金属製パイプの表面から取り除いた。このステントを＋３７℃の０．１Ｍ Ｎａ_２ＨＰＯ_４−ＫＨ_２ＰＯ_４緩衝液ｐＨ６．１中に浸漬した。一定のｐＨを保証するために緩衝液を定期的に換えた。３〜５個のステントを一定間隔を置いて溶液から取り出し、それらの機械的特性の変化を調べた。インプラントの圧縮強さは、インプラントの長軸に直交する方向の外力で２枚の鉄板の間のインプラントを押しつぶすことにより測定した。インプラントはそれらが潰れるかまたは破壊するまで圧縮し、最大応力および圧縮方向の変位を測定した。
【００１７】
さまざまなポリマーから作製されたインプラントの圧縮荷重強さを比較した。インプラントの圧縮荷重強さ（ＳＰ）、すなわちインプラントを破砕するのに必要な力を求めた。
【００１８】
インプラントは、下記の生分解性ポリマー、コポリマー、およびポリマー組成物、すなわちポリラクチド（Ｍｗ１２０，０００）、ポリグリコリド（Ｍｗ ６０，０００）、グリコリド／ラクチドコポリマー（Ｍｗ ４０，０００）、グリコリド／トリメチレンカーボネートコポリマー（Ｍｗ ６０，０００）、ＰＬＬＡ（Ｍｗ ２６０，０００）、ＰＤＬＬＡ（Ｍｗ １００，０００）、ラクチド／６−バレロラクトンコポリマー（Ｍｗ ６０，０００）、ラクチド／６−カプロラクトンコポリマー（Ｍｗ ６０，０００）、ＰＨＢＡ（Ｍｗ ７００，０００）、ＰＨＰＡ（Ｍｗ ５０，０００）、およびＰＵ（Ｍｗ ４０，０００）から製造した。得られた初期のＳＰ値は、５０Ｎと４３０Ｎの間に分布した。リン酸塩緩衝液に浸漬した場合のＳＰの強度の保持（初期の値から８０％低下）は、１週間から１年に及んだ。
【００１９】
実施例２
表１から選択したポリマーを用いてポリマー溶融物をチューブ状冷却金型中に射出成形することによってチューブ状部片（チューブの長さ１０ｍｍ、外径６ｍｍ、内径４ｍｍ）を調製した。このチューブを＋３７℃の０．１Ｍ Ｎａ_２ＨＰＯ_４−ＫＨ_２ＰＯ_４緩衝液ｐＨ６．１中に浸漬した。一定のｐＨを保証するために緩衝液を定期的に換えた。３〜５個のチューブを一定間隔を置いて溶液から取り出し、それらの機械的特性の変化を調べた。インプラントの圧縮強さは、その長軸に直交する方向の外力で２枚の鉄板の間のインプラントを押しつぶすことにより測定した。インプラントはそれらが潰れるかまたは破壊するまで圧縮し、最大応力および圧縮方向の変位を測定した。
【００２０】
さまざまなポリマーから作製されたインプラントの圧縮荷重強さを比較した。インプラントの圧縮荷重強さ（ＳＰ）、すなわちインプラントを破砕するのに必要な力を求めた。チューブは下記の生分解性ポリマー、コポリマー、およびポリマー組成物、すなわちポリラクチド（Ｍｗ １２０，０００）、ポリグリコリド（Ｍｗ ６０，０００）、グリコリド／ラクチドコポリマー（Ｍｗ ４０，０００）、グリコリド／トリメチレンカーボネートコポリマー（Ｍｗ ６０，０００）、ＰＬＬＡ（Ｍｗ ２６０，０００）、ＰＤＬＬＡ（Ｍｗ １００，０００）、ラクチド／ε−バレロラクトンコポリマー（Ｍｗ ６０，０００）、ラクチド／ε−カプロラクトンコポリマー（Ｍｗ ６０，０００）、ＰＨＢＡ（Ｍｗ ７００，０００）、ＰＨＰＡ（Ｍｗ ５０，０００）、およびＰＤＳ（Ｍｗ ４０，０００）から製造した。得られた初期のＳＰ値は、７０Ｎと４１０Ｎの間に分布した。リン酸塩緩衝液に浸漬した場合のＳＰの強度の保持（元の値から８０％低下）は、１週間から１年に及んだ。
【００２１】
実施例３
図１に示す自己補強型インプラント（以下「ステント」）を実施例１の記述と同様の方法で作製した。このステントは太い押出成形ポリマーロッドから材料を自己補強するように温度＋７０℃〜１６０℃で延伸比４〜８に延伸して製造した。次いで太さ１ｍｍのこの自己補強済みロッドを実施例１の記載のように巻いて「つる巻き線」を形成した。このつる巻き線を、温度＋１００℃〜＋１８０℃の間で１〜３０分間アニールした。次いでステントを長さ５０ｍｍに切断した。このステントを＋３７℃の０．１Ｍ Ｎａ_２ＨＰＯ_４−ＫＨ_２ＰＯ_４緩衝液ｐＨ６．１中に浸漬した。一定のｐＨを保証するために緩衝液を定期的に換えた。３個のステントの外径を一定間隔を置いてつる巻き線の３点で測定し、その変化を調べた。つる巻き線の膨張速度はステントのアニーリング温度およびアニーリング時間に左右された。自己膨張性の生体吸収可能なステントの膨張は、最初の数分の間が最大であった。最も速い膨張性ステントはＰＬＬＡから作製された。そのＰＬＬＡステントは３０分で４１％膨張した。他のステントの初期膨張はそれより遅く、２４時間後に０％〜６６％、また４８時間後に３０％〜１５０％に分布した。
【００２２】
実施例４
図３に示す自己補強型インプラント（以下「ダブルステント」）を表１から選択したポリマーで作製した。ダブルステントは太い押出成形ポリマーロッドから材料を自己補強するように温度＋５００℃〜＋１６０℃で延伸比２〜９に延伸して製造した。次いで太さ１ｍｍのこの自己補強済みロッドを実施例１の記載のように巻いて「つる巻き線」を形成した。ステントの２つの部分の似た膨張を保証するために、このつる巻き線を実施例３と同様にアニールした。
【００２３】
ステントを長さ５０ｍｍに切断した。図３に示すようにつる巻き線の端同士を互いにねじ込んだ。材料は下記の方法で対にした。実施例１のリン酸塩緩衝液浸漬試験において強度保持率の低下がより速かったつる巻き線と強度保持率の低下がより遅かったつる巻き線同士を互いにねじ込んだ。３〜５個のステントを一定間隔を置いて溶液から取り出し、それらの機械的特性の変化を調べた。インプラントの圧縮強さは、その長軸に直交する方向の外力で２枚の鉄板の間のインプラントを押しつぶすことにより測定した。インプラントはその構造が潰れるかまたは破壊するまで圧縮し、最大応力および圧縮方向の変位を測定した。
【００２４】
インプラントの２つの部分の圧縮荷重強さを比較した。インプラントの２つの部分の圧縮荷重強さ（ＳＰ）、すなわちインプラントを破砕するのに必要な力を求めた。区画１および２の強度保持曲線を図６に示す。得られた初期のＳＰ値は、５０Ｎと４３０Ｎの間に分布した。リン酸塩緩衝液に浸漬した場合のＳＰの強度の保持（初期の値から８０％低下）は、１週間から１年に及んだ。図６に見られるようにインプラントの第二区画は、インプラントの第一区画よりも速く強度を失った。
【００２５】
実施例５
図３に示す自己補強型ポリラクチド／グリコリド／ラクチドコポリマーインプラント（以下「ダブルステント」）を、ポリ−Ｌ−ラクチドコポリマー（ＰＬＬＡ、Ｍｗ １４０，０００）およびグリコリド／ラクチドコポリマー（ＰＬＧＡ、ラクチド／グリコリド比８０Ｌ／２０Ｇ、Ｍｗ ９０，０００）を用いて調製した。ダブルステントは太い押出成形したＰＬＬＡ およびＰＬＧＡロッドから、材料を自己補強するようにそれぞれ温度１００℃および９０℃で、それぞれ延伸比７および４に延伸して製造した。次いで太さ１ｍｍのこの自己補強済みＰＬＬＡロッドを実施例１の記載のように巻いてつる巻き線を形成した。ＰＬＧＡロッドを図１に示す形に巻いた。ステントの２つの部分の似た膨張を保証するために、このつる巻き線を実施例３と同様にアニールした。
【００２６】
ＰＬＬＡのつる巻き線を長さ５０ｍｍに切断した。ＰＬＬＡ とＰＬＧＡのつる巻き線の端同士を互いにねじ込んだ。このダブルステントを＋３７℃の０．１Ｍ Ｎａ_２ＨＰＯ_４−ＫＨ_２ＰＯ_４緩衝液ｐＨ６．１中に浸漬した。一定のｐＨを保証するために緩衝液を定期的に換えた。３個のステントの外径を一定間隔を置いてつる巻き線の４点（ＰＬＬＡ区画で２点、ＰＬＧＡ区画で２点）で測定し、その変化を調べた。ＰＬＬＡ区画の膨張速度はＰＬＧＡ区画と似ていた。ダブルステントのこの２つの区画は膨張を起こしながら共にそのままであった。
【００２７】
実施例６
生分解性の補強繊維を含有する生分解性ポリマーマトリックスから本発明のインプラント（以下「ダブルステント」）、例えば図４に示すものを調製した。まず粒子状ポリマー粉末（粒径１〜１０μｍ）がその中に混合された平行な繊維の束を、マトリックスポリマーの融点（部分結晶性ポリマーの場合）またはガラス化点（アモルファスポリマーの場合）を超すロッド形状の金型（長さ８ｃｍ、径１．５ｍｍ）中で圧縮成形した。補強繊維は体積単位で４０〜６０％であった。ロッドを加熱し、熱した円筒状金型に螺旋状に巻き付け（つる巻き線の外径８ｍｍ）、金型を冷却した。マトリックスとしてｎ−ブチルシアノアクリレート反応ポリマーを用いた場合、シアノアクリレートは補強繊維の束に急速に含浸し、この未硬化の湿潤した糸の束をテフロン（商標）コーティングした鉄パイプに螺旋状に巻き付け、続いて湿潤させ、インプラントを取り出した。対応するインプラントは純正なシアノアクリレートを使用することにより作製した。
【００２８】
この含浸技術はまた、Ｎ， Ｎ″−ジメチルホルムアミド／テトラヒドロフラン溶液（質量比３ ／ ２）に溶解したセグメント化ポリウレタンを含有するマトリックスを用いた場合にも適用した（Ｓ． ＧａｇｏｌｅｗｓｋｉおよびＡ． Ｐｅｒｉｎｉｎｇｓの論文、Ｍａｋｒｏｍｏｌ． Ｃｈｅｍ． Ｒａｐｉｄ Ｃｏｍａｎ． ４， １９８３， ｐ．２１３）。次いでテフロン（商標）コーティングしたパイプの表面に螺旋状に巻き付けた繊維束にポリウレタン溶液を８０℃で含浸させ、このパイプをエタノールと蒸留水の混合液（１ ： １）に浸漬した。この工程を数回繰り返してインプラントを調製した。対応するインプラントは純正なポリウレタンを使用することにより作製した。このような補強したインプラントに対応するインプラントはまた、周知の溶融加工技術を用いて熱可塑性マトリックスポリマーから製造することもできる。
【００２９】
表２に、調製されたインプラント用のマトリックスポリマーおよび繊維強化材を例示する。
【００３０】
さまざまなステントの膨張速度を実施例３と同様に試験した。似た膨張速度を有するステント同士を図３に示すようにねじ込んだ。このダブルステントを＋３７℃の０．１Ｍ Ｎａ_２ＨＰＯ_４−ＫＨ_２ＰＯ_４緩衝液ｐＨ６．１中に浸した。一定のｐＨを保証するために緩衝液を定期的に換えた。３個のステントの外径を一定間隔を置いてつる巻き線の４点（各区画２点）で測定し、その変化を調べた。ステントの２つの部分の膨張速度は似ており、それらは膨張を起こしながら共にそのままであった。
【００３１】
実施例７
図３に示すように自己補強型ポリラクチド／グリコリド／ラクチドコポリマーインプラント（以下「ダブルステント」）をポリ−Ｌ−ラクチドコポリマー（ＰＬＬＡ、Ｍｗ １４０，０００）およびポリグリコリド（ＰＧＡ、Ｍｗ ９０，０００）を用いて調製した。ダブルステントは太い押出成形したＰＬＬＡ およびＰＧＡロッドから、材料を自己補強するようにそれぞれ温度１００℃および９０℃で、それぞれ延伸比７および４に延伸して製造した。次いで太さ１ｍｍのこの自己補強済みＰＬＬＡロッドを実施例１の記述のように巻いてつる巻き線を形成した。ＰＧＡロッドは図２に示すように区画２の形に巻いた。ステントの２つの部分の似た膨張を保証するために、このつる巻き線を実施例３と同様にアニールした。ＰＬＬＡのつる巻き線を長さ５０ｍｍに切断した。図３に示すようにＰＬＬＡ とＰＧＡのつる巻き線同士をねじ込んだ。
【００３２】
雄のイヌをＤｏｒｍｉｔｏｒ（登録商標）およびＫｅｔａｌａｒ（登録商標）注射により麻酔をかけた。このイヌの尿道を縫合移植によって狭窄した。２ヶ月後イヌを再度Ｄｏｒｍｉｔｏｒ（登録商標）およびＫｅｔａｌａｒ（登録商標）注射により麻酔をかけた。ダブルステントを小児科用膀胱鏡Ｃｈ １０を用いて直接目で見て操作しながらイヌの尿道中に挿入した。ダブルステントのＰＬＬＡ区画を狭窄した領域に押し込み、ＰＧＡ区画は一部を図５に示すように前立腺および括約筋領域に設置した。ダブルステントの尾部２ｃを括約筋領域に設置し、所定の位置にステントを固定するのを助けた。麻酔から覚めた後、イヌを自由に運動させた。Ｍｅｂｕｎａｔ（登録商標）の静脈内注射を用いて１週間後、１ヶ月後、６ヶ月後、および１年後に動物を犠牲にした。狭窄した尿道を調査用に準備した。１週間後には、ステントの両部分は膨張し尿道壁に固定し、狭窄した領域が開いた。１ヶ月後には、ＰＧＡ区画は消え、ＰＬＬＡ区画は狭窄した領域にしっかり貼りついた。６ヶ月でＰＬＬＡ区画は尿道組織中に取り込まれ、尿道は開いたままで容積は正常であった。１年後には、ＰＬＬＡ区画がほとんど消え、尿道は正常な広さと容積を有し、狭窄はもはや巨視的には観察できなかった。
【００３３】
実施例８
表１に示したポリマーを用いて、例えばポリマー溶融物をチューブ状冷却金型中に射出成形することによってチューブ状部片（例えばチューブ長さ１０ｍｍ、外径６ｍｍ、内径４ｍｍ）を調製することができる。このチューブはまた、実施例１に記述したつる巻き線と結合してインプラントを形成することができる。
【００３４】
材料は下記の方法で対にすることができる。すなわちリン酸塩緩衝液中で強度保持率の低下のより速い材料（チューブまたはつる巻き線）を強度保持率の低下がより遅い材料（チューブまたはつる巻き線）とつなぎ合わせた。３〜５個のこれら試料を一定の間隔でリン酸塩緩衝液から取り出し、機械的特性のどのような変化をも調べた。
【００３５】
インプラントの圧縮強さは、その長軸に直交する方向の外力で２枚の鉄板の間のインプラントを押しつぶすことにより測定した。インプラントはその構造が潰れるかまたは破壊するまで圧縮し、最大応力および圧縮方向の変位を測定した。
【００３６】
インプラントの２つの部分の圧縮荷重強さを求め、相互に比較した。圧縮荷重強さ（ＳＰ）はインプラントを破砕するのに必要な力である。区画１および２の強度保持曲線を図７に示す。得られた初期のＳＰ値は、一般に６０Ｎと３６０Ｎの間に分布した。リン酸塩緩衝液に浸漬した場合のＳＰの強度の保持（初期の値から８０％低下）は、一般に１週間から１年に及んだ。区画１は区画２よりも長持ちした。
【００３７】
本発明のインプラントの部分の幾何学的形状は、図および実施例に示したものには限定されない。別の幾何学的形状が当業者には思いつくはずである。例えば本明細書の始めに引用した参考資料、すなわちＴａｌｊｉ他の米国特許第５，７９２，４００号およびＴｏｒｍａｌａ他の国際公開第ＷＯ９７／１１７２４号は、本発明に関してもまた応用できるさまざまな有用な改変を提示する。したがって円錐形のインプラントを本発明の図に示した円筒形のインプラントの代わりにまたはそれと一緒に用いることができる。これに加えて米国特許第５，７９２，４００号の図１１ａ〜１１ｆに示されているさまざまな断面形状を用いることもできる。また、特定な用途に応じて本発明のインプラントを形成するために２つ以上の断面を用いることもできる。
【００３８】
表１　生分解性ポリマー
１、ポリグリコリド（ＰＧＡ）
〔グリコリドのコポリマー類〕
２、グリコリド／ラクチドコポリマー類（ＰＧＡ／ＰＬＡ）
３、グリコリド／トリメチレンカーボネートコポリマー類（ＰＧＡ／ＴＭＣ）
ポリラクチド類（ＦＬＡ）
〔ＰＬＡの立体異性体およびコポリマー類〕
４、ポリ−Ｌ−ラクチド（ＰＬＬＡ）
５、ポリ−Ｄ−ラクチド（ＰＤＬＡ）
６、ポリ−ＤＬ−ラクチド（ＰＤＬＬＡ）
７、Ｌ−ラクチド／ＤＬ−ラクチドコポリマー類
Ｌ−ラクチド／Ｄ−ラクチドコポリマー類
〔ＰＬＡのコポリマー類〕
８、ラクチド／テトラメチレングリコリドコポリマー類
９、ラクチド／トリメチレンカーボネートコポリマー類
１０、ラクチド／δ−バレロラクトンコポリマー類
１１、ラクチド／ε−カプロラクトンコポリマー類
１２、ポリデプシペプチド類（グリシン−ＤＬ−ラクチドコポリマー）
１３、ＰＬＡ ／エチレンオキシドコポリマー類
１４、非対称３， ６−置換ポリ−１， ４−ジオキサン−２， ５−ジオン類
１５、ポリ−β−ヒドロキシブチレート（ＰＨＢＡ）
１６、ＰＨＢＡ ／β−ヒドロキシバレレートコポリマー類（ＰＨＢＡ ／ＰＨＶＡ）
１７、ポリ−β−ヒドロキシプロピオネート（ＰＨＰＡ）
１８、ポリ−β−ジオキサノン（ＰＤＳ）
１９、ポリ−δ−バレロラクトン
２０、ポリ−ε−カプロラクトン
２１、メチルメタクリレート−Ｎ−ビニルピロリドンコポリマー類
２２、ポリエステルアミド類
２３、シュウ酸のポリエステル類
２４、ポリジヒドロピラン類
２５、ポリアルキル−２−シアノアクリレート類
２６、ポリウレタン類（ＰＵ）
２７、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）
２８、ポリペプチド類
２９、ポリ−β−マレイン酸（ＰＭＬＡ）
３０、ポリ−β−アルカン酸類
３１、ポリエチレンオキシド（ＰＥＯ）
３２、キチンポリマー類
表２　繊維強化型生分解性インプラントの構造成分
〔マトリックスポリマー〕　　　　　　　　〔繊維強化材〕
ＰＤＳ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ＰＧＡ
ＰＤＳ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ＰＧＡ／ＴＭＣ
ＰＤＳ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ＰＧＡ／ＰＬＬＡ
ＰＤＳ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ＰＬＬＡ
ＰＤＳ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ＰＨＢＡ
ＰＤＳ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ＰＨＢＡ／ＨＶＡ
ＰＤＳ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　キチン繊維
ＰＤＳ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ＰＤＳ
ＰＤＬＬＡ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ＰＧＡ
ＰＤＬＬＡ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ＰＧＡ／ＴＭＣ
ＰＤＬＬＡ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ＰＧＡ／ＰＬＬＡ
ＰＤＬＬＡ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ＰＬＬＡ
ＰＤＬＬＡ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ＰＨＢＡ
ＰＤＬＬＡ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ＰＨＢＡ／ＨＶＡ
ＰＤＬＬＡ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ＰＤＳ
ＰＤＬＬＡ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ＰＤＬＬＡ
ＰＬＬＡ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　 ＰＧＡ
ＰＬＬＡ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　 ＰＧＡ／ＴＭＣ
ＰＬＬＡ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　 ＰＬＬＡ
ＰＶＡ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ＰＧＡ
ＰＶＡ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ＰＧＡ／ＴＭＣ
ＰＶＡ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ＰＧＡ／ＰＬＬＡ
ＰＶＡ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ＰＬＬＡ
ＰＶＡ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ＰＨＢＡ
ＰＶＡ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ＰＨＢＡ／ＨＶＡ
ＰＶＡ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ＰＤＳ
ＰＶＡ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　キチン繊維
ＰＧＡ／ＴＭＣ　　　　　　　　　　　　　　　　　　 ＰＧＡ
ＰＧＡ／ＴＭＣ　　　　　　　　　　　　　　　　　　 ＰＧＡ／ＴＭＣ
ＰＨＢＡ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　 ＰＧＡ
ＰＨＢＡ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　 ＰＧＡ／ＴＭＣ
ＰＨＢＡ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　 ＰＨＢＡ
ポリ−ε−カプロラクトン　　　　　　　　　　 ＰＧＡ
ポリ−ε−カプロラクトン　　　　　　　　　　 ＰＧＡ／ＴＭＣ
ポリ−ε−カプロラクトン　　　　　　　　　　 ＰＨＳＡ
メチルメタクリラート−Ｎ−ビニルピロリドン　　ＰＧＡ
ポリウレタン　　　　　　　　　　　　　　　　 ＰＧＡ
コラーゲン（ガット）
ＰＥＯ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ＰＧＡ
ＰＥＯ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ＰＧＡ／ＴＭＣ
ＰＥＯ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ＰＧＡ／ＰＬＡ
ＰＥＯ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ＰＬＬＡ
ｎ−ブチルシアノアクリレート　　　　　　　　　コラーゲン（ガット）
ＰＧＡ

【図面の簡単な説明】
【図１】図１は第一区画と第二区画を結合する前の本発明によるインプラントの一実施形態の側部平面図を示す。
【図２】図２は第一区画と第二区画を結合する前の本発明によるインプラントの第二の実施形態の側部平面図を示す。
【図３】図３は第一区画と第二区画を結合した後の本発明によるインプラントの第二の実施形態の側部平面図を示す。
【図４】図４は尿道に設置中の図３によるインプラントの側部の概略平面図を示す。
【図５】図５はさらに尿道に設置後の図３によるインプラントの側部の概略平面図を示す。
【図６】図６は実施例４による供試インプラントの第一区画および第二区画の強度保持曲線である。

Claims (25)

1. 生体組織内に設置するための生分解性インプラントであって、第一の生体吸収可能な材料から作製される第一区画と第二の生体吸収可能な材料から作製される第二区画とを含み、前記第一区画と前記第二区画がつなぎ合わされ、前記第一区画が生体組織内分解の第一速度と生体組織内膨張の第一速度とを有し、かつ第二区画が生体組織内分解の第二速度と生体組織内膨張の第二速度とを有する、生分解性インプラント。
2. 前記分解の第一速度が前記分解の第二速度よりも遅い、請求項１に記載の生分解性インプラント。
3. 前記膨張の第一速度が前記膨張の第二速度よりも遅い、請求項１に記載の生分解性インプラント。
4. 前記膨張の第一速度が前記膨張の第二速度よりも遅い、請求項２に記載の生分解性インプラント。
5. 前記区画のうち少なくとも一方が螺旋構造を含む、請求項１に記載の生分解性インプラント。
6. 前記区画のうち少なくとも一方がチューブ状構造を含む、請求項１に記載の生分解性インプラント。
7. 前記区画の一方が螺旋構造を含み、かつ前記区画のもう一方がチューブ状構造を含む、請求項１に記載の生分解性インプラント。
8. 前記両区画が絡み合った螺旋構造によって結合される、請求項５に記載の生分解性インプラント。
9. 前記第二区画が、前記第二区画を前記第一区画につなぎ合わすための連結部と、前記第二区画をｉｎ ｖｉｖｏの所定の位置に固定するのに十分広い断面を有する固定部と、前記固定部を前記連結部とつなぐ中間部とを含む、請求項１に記載の生分解性インプラント。
10. 前記連結部が螺旋構造を含む、請求項９に記載の生分解性インプラント。
11. 前記固定部が螺旋構造を含む、請求項１０に記載の生分解性インプラント。
12. 前記中間部が前記連結部および前記固定部よりも狭い断面積を有する、請求項１１に記載の生分解性インプラント。
13. 前記インプラントがステントである、請求項１に記載の生分解性インプラント。
14. 前記区画のうち少なくとも一方の前記膨張速度が粘弾性的記憶の緩和によって引き起こされる、請求項１に記載の生分解性インプラント。
15. 前記区画のうち少なくとも一方の前記膨張速度が前記材料の膨潤によって引き起こされる、請求項１に記載の生分解性インプラント。
16. 前記第一区画がポリグリコール酸を含み、かつ前記第二区画がポリ−Ｌ−乳酸を含む、請求項１に記載の生分解性インプラント。
17. 第一材料を含む第一区画を備え、前記第一区画が第二材料を含む第二区画と結合した生分解性インプラントであって、ｉｎ ｖｉｖｏに配置されたとき前記第一区画が前記第二区画よりも急速に膨張し、次いで前記第二区画が膨張した後に分解するように、前記第一区画と前記第二区画がｉｎ ｖｉｖｏで異なる速度で膨張することができる、生分解性インプラント。
18. 前記区画のうち少なくとも一方が螺旋構造を含む、請求項１７に記載の生分解性インプラント。
19. 前記区画のうち少なくとも一方がチューブ状構造を含む、請求項１７に記載の生分解性インプラント。
20. 前記両区画が絡み合った螺旋構造によって結合される、請求項１８に記載の生分解性インプラント。
21. 前記区画のうち少なくとも一方の前記膨張が粘弾性的記憶の緩和によって引き起こされる、請求項１７に記載の生分解性インプラント。
22. 前記区画のうち少なくとも一方の前記膨張が前記材料の膨潤によって引き起こされる、請求項１７に記載の生分解性インプラント。
23. 前記膨張が、ｉｎ ｖｉｖｏで前記インプラントが移動するのを防止するのに役立つ、請求項１７に記載の生分解性インプラント。
24. 前記インプラントが尿道用ステントである、請求項２３に記載の生分解性インプラント。
25. 前記インプラントが少なくとも５０Ｎの圧縮力に耐えることができる、請求項２４に記載の生分解性インプラント。

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