JP2004508884A

JP2004508884A - 再吸収可能な吻合ステントおよびプラグ

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Publication number: JP2004508884A
Application number: JP2002528154A
Authority: JP
Inventors: フランコ，　ケネス; チュウ，　ジョージ; デラストロ，　フランク; ダニロフ，　ジョージ　ワイ．
Original assignee: Cohesion Technologies Inc
Current assignee: Angiotech Biomaterials Corp
Priority date: 2000-09-25
Filing date: 2001-09-25
Publication date: 2004-03-25
Also published as: WO2002024114A3; US20050004584A1; AU2001293109A1; US20020052572A1; NZ525519A; WO2002024114A2; CA2423061A1; EP1322234A2

Abstract

本発明は、一般的に、血管間または身体組織間の吻合または相互装着に関し、そして組織または血管における開口部の被覆に関する。より詳細には、本発明は、ステントおよびプラグに関し、これらは、数分〜約９０日以内に患者によって再吸収される物質から構成される。吻合のような外科手術技術の間、身体のオリフィスまたは腔を支持するためのステントおよびプラグのような再吸収可能デバイスを提供することによって、先行技術の上記不利益を克服することが、本発明の目的である。

Description

【０００１】
（技術分野）
本発明は、一般的に、血管間または身体組織間の吻合または相互装着に関し、そして組織または血管における開口部の被覆に関する。より詳細には、本発明は、ステントおよびプラグに関し、これらは、数分〜約９０日以内に患者によって再吸収される物質から構成される。
【０００２】
（背景技術）
米国において、１５，０００，０００を越える人々が、冠状動脈疾患に罹患しており、約５００，０００の新規な症例が、毎年診断されており、冠状動脈疾患は、かなりの国民的な健康問題となっている。冠状動脈疾患の症候を患う人々は、しばしば、ステント移植を伴う経皮的経管的冠状動脈形成術（ＰＴＣＡ／ステント）または冠状動脈バイパス移植（ＣＡＢＧ）のいずれかを受けるように忠告される。ＰＴＣＡ／ステント（経皮的手順として）は、その有効性が、動脈ステント再狭窄の発生の可能性に起因して制限されるものの、開心術よりも侵襲性ではない。心肺バイパスまたはオフポンプ変形（ｏｆｆ−ｐｕｍｐ　ｖａｒｉａｎｔ）を用いて実行される代替の手順（ＣＡＢＧ）は、３つすべての主要な冠状動脈をバイパスするための完全な再血管新生のための胸骨正中切開を含む侵襲性切開を必要とする。
【０００３】
既存の外科的介入の制限に起因して、冠状動脈に対するアクセスを獲得するための胸部の一連の小さな切開を介して実行され得る、非開胸性の全体的に内視鏡による冠状動脈バイパス移植手順を開発する必要性が存在する。このような内視鏡手順の一部として、大動脈または冠状動脈は、ステントを使用し、そして組織密封剤を用いて吻合をシーリングして、バイパス導管を用いて装着される。同様に、他の外科手順は、脈管を接合するためのステントおよび得られる接合をシールするための組織密封剤の使用から利益を得る。冠状動脈に加えて、任意の動脈、静脈、精管、ファローピウス管および管腔を有する任意の組織の吻合は、このようなステントおよび密封剤から利益を得ることができる。
【０００４】
従来の縫合糸およびステープルが組織を一緒にしっかり締めて（ｃｉｎｃｈ）、閉鎖を形成する一方、組織接着剤によって、組織の閉鎖が自然な組織の配向を保持することを可能にする。任意の組織の開口部の周りへの適切な適用範囲なしに、組織接着剤の完全な利点は獲得されない。従って、組織接着閉鎖を容易にするための組織における開口部を被覆することができるプラグについての必要性が存在する。同様に、外科手術手順の間および脈管組織が治癒の間に融合する間、ステントが所望の方向に脈管端部を保持することを助けるので、改善されたステントについての必要性が継続している。
【０００５】
物質の選択は、ステントまたはプラグ構成の重要な局面である。コラーゲン物質、親水性ポリマー、およびこれらの結合体に基づく、多数の適切な生体適合性物質が開発されている。例えば、米国特許第５，１６２，４３０号、同第５，３２４，７７５号、同第５，３２８，９５５号、同第５，４７０，９１１号、同第５，５１０，４１８号、同第５，５５０，１８８号、および同第５，５６５，５１９号を参照のこと。このような物質は、一般的に、非免疫原性物質を必要とする外科手術および他の技術における使用に良く適する。このような物質の１つの代表的な使用は、外科手術のための縫合糸またはステープルを置き換えることに役立つ接着剤としての使用である。これらの物質はまた、可撓性ストリングを形成するため（米国特許第５，３０８，８８９号を参照のこと）、哺乳動物の軟部組織を増強するため（米国特許第５，３０６，５００号、同第５，３７６，３７５号、同第５，４１３，７９１号、同第５，４４６，０９１号および同第５，４７６，６６６号を参照のこと）、骨欠損を修復するため（米国特許第５，２６４，２１４号を参照のこと）、そして軟骨を置換するため（米国特許第５，３０４，５９５号を参照のこと）に使用されている。さらに、このような物質は、脈管外科手術における使用のためにチューブに形成されている。Ｒｈｅｅらに対する米国特許第５，２９２，８０２号を参照のこと。
【０００６】
ステントは、治癒過程において、身体組織によってゆっくり再吸収される生物学的物質から作製されている。ステントの生物学的物質は、通常、ポリマー性であり、数週間にわたって、ゆっくり溶解する。多数の再吸収可能なステント物質が、米国特許第３，６２０，２１８号、同第３，６８３，９２６号、同第５，４８９，２９７号、同第５，６５３，７４４号、および同第５，７６２，６２５号に記載される。先行技術に記載されるステントの比較的ゆっくりとした再吸収に起因して、再吸収可能ステントについての適用は、制限されている。さらに、このようなステントは、一般的に、ポリグリコール酸を含む物質から形成され、そしてこのような物質の使用は、有害な組織反応を引き起こし得る。従って、ポリグリコール酸に基づくステントは、全ての患者に対して、完全に生体適合性であるわけではないかもしれない。
【０００７】
米国特許第４，６９０，６８４号は、流体連絡ボア（ｂｏｒｅ）を欠く円筒形マス（ｍａｓｓｅｓ）である凍結血漿ステントを記載する。これらのステントは、管状管の端部の内部に挿入されて、吻合の間、端部を整列させ、そしてこの脈管を支持する。ステントは、端部間の脈管の熱結合における使用の点のみで記載されており、無菌性の問題を提供する。さらに、流体連絡ボアが提供されないので、これらのステントは、この脈管が結合された後、ステントが融解するまでの期間の間、血管を閉塞するように働く。このようなステントの迅速に融解する傾向は、それらのステントの使用を困難にする。さらに、これらのステントは、一旦融解すると、血管に対する機械的支持を提供しないので、これらのステントは、極短期間よりも長い間、支持を提供することができない。
【０００８】
従って、心臓バイパス手順および吻合を必要とする他の手順において有用な、約数分〜約９０日以内で、血流中に溶解し得る、滅菌生体適合性再吸収可能ステントについての必要性が存在する。同様に、組織または血管の開口部を被覆するための上記再吸収可能ステントについて使用される物質に類似する物質から作製された再吸収可能プラグについての必要性が存在する。
【０００９】
（発明の開示）
従って、吻合のような外科手術技術の間、身体のオリフィスまたは腔を支持するためのステントおよびプラグのような再吸収可能デバイスを提供することによって、先行技術の上記不利益を克服することが、本発明の目的である。
【００１０】
組織密封剤を使用するような、無縫合外科手術技術におけるこのようなステントおよびプラグを使用するための方法を提供することが、本発明の別の目的である。
【００１１】
本発明のさらなる目的、利点および新規な特徴は、以下の記載において部分的に記載され、そして部分的に、以下を検討して当業者に明らかになるか、または本発明の実施において、慣用的な実験を通して習得され得る。
【００１２】
１つの実施形態において、本発明は、患者の脈管の管腔または組織における開口部への挿入のための吻合ステントに関する。このステントは、第１終端；第２終端；それぞれの終端における開口部；ならびに第１終端および第２終端における開口部間に流体連絡を提供する１次管腔を備える。第１終端および第２終端のうちの少なくとも１つは、患者の管腔中の開口部に挿入される大きさであり、そしてステントは、約数分〜約９０日で、患者によって再吸収可能である非ポリグリコール酸物質から構成される。必要に応じて、ステントは、さらに、第３終端および第３終端の第３開口部を備え、この第３開口部は、交差（ｉｎｔｅｒｓｅｃｔｉｎｇ）管腔を通して、１次管腔と流体連絡している。ステントの寸法および／または形状は、種々の外科手術技術における意図される使用に従って選択され得るが、第１終端および第２終端のうちの少なくとも１つが、代表的に、患者の動脈または静脈のような血管への吻合挿入のための大きさである。
【００１３】
ステントは、１つ以上の再吸収可能物質から形成され得る。いくつかの実施形態において、この物質は、凍結された生理食塩水を含む。別の実施形態において、この物質は、ポリエチレングリコール含有化合物またはコラーゲン性物質のような親水性化合物を含む。
【００１４】
本発明のステントは、吻合方法において使用され得、この方法は、ステントの第１終端を、開口を通して患者の生理学的に機能する脈管の腔に挿入し、そしてステントの第２終端を導管に挿入して、その結果、開口の周りの脈管と導管との間に界面を形成する工程；およびこの脈管を界面において導管に装着する工程を包含する。あるいは、ステントが第３終端を含む場合、ステントは、吻合方法において使用され得、この方法は、ステントの第１終端および第２終端を、患者の生理学的に機能する脈管内を通して挿入し、そしてステントの第３終端をバイパス導管に挿入して、その結果、開口の周りの脈管とバイパス導管との間に界面が形成される工程；ならびにこの脈管を界面においてバイパス導管に装着する工程を包含する。代表的には、この装着は、界面の周りまたは界面の上に組織密封剤を導入するように、縫合を必要とせずに実行される。
【００１５】
別の実施形態において、本発明は、患者の組織における開口部をシールする際に使用するための組織プラグに関する。このプラグは、プラテン（ｐｌａｔｅｎ）表面を有する中実（ｓｏｌｉｄ）物体を含み、このプラテン表面は、開口部を被覆するか、開口部の周囲の外辺部と接触するか、またはその両方であるように適合される。中実物体は、最大約９０日で、患者によって再吸収可能な非ポリグリコール酸物質から構成される。プラグは、本発明のステントを形成するのに適切な任意の物質から構成され得る。
【００１６】
本発明のプラグは、患者の組織における開口部をシールする方法において使用され得る。この方法は、プラグが開口部を覆うか、開口部の周囲の外辺部と接触するかまたはその両方のような患者の組織の開口部との関係で、本発明のプラグを位置付け、それによって、プラグと組織との間に界面を形成する工程、ならびに患者の組織をプラグに接着させて、閉鎖を形成する工程を包含する。代表的には、患者の組織は、界面の周りまたは界面の上に組織密封剤を導入することによってプラグに接着される。
【００１７】
なお別の実施形態において、本発明は、無縫合吻合方法に関し、この方法は、（ａ）第１終端、第２終端、第３終端、およびステントの内部を介して互いに流体連絡する各終端にある開口部を備える、ステントを提供する工程であって、このステントは、約９０日までで、患者によって再吸収可能である非ポリグリコール酸物質から構成される、工程；（ｂ）ステントの第１終端および第２終端を、開口を介して、患者の生理学的に機能する脈管の腔へ挿入し、そしてステントの第３終端を導管へ挿入する工程であって、その結果、界面が、開口の周囲の脈管とバイパス導管との間に形成される、工程；ならびに（ｃ）導管を脈管に装着させるために、界面にて組織密封剤を適用する、工程、を包含する。
【００１８】
さらなる実施形態において、本発明は、患者の組織における開口部をシールする、無縫合方法に関し、この方法は、（ａ）最大約９０日で患者によって再吸収可能である、混合物中の固体非ポリグルコール酸物質から構成される、プラグを提供する、工程；（ｂ）患者の組織における開口部に対して、プラグが開口部を覆うか、開口部の周囲の外辺部に接触するか、またはその両方を行うような関係で、プラグを配置する工程であって、それによって、プラグと組織との間に界面を形成する、工程；ならびに（ｃ）閉鎖を形成するために、界面にて再吸収可能な密封剤を適用する、工程、を包含する。
【００１９】
なおさらなる実施形態において、本発明は、無縫合吻合方法に関し、この方法は、（ａ）第１終端、第２終端、第３終端、およびステントの内部を介して互いに流体連絡する各終端にある開口部を備える、ステントを提供する工程であって、このステントが、約９０日までで、患者によって再吸収可能である物質から構成される、工程；（ｂ）ステントの第１終端および第２終端を、開口を介して、患者の生理学的に機能する脈管の腔へ挿入し、そしてステントの第３終端を導管へ挿入する工程であって、その結果、界面が、開口の周囲の脈管とバイパス導管との間に形成される、工程；ならびに（ｃ）導管を脈管に接着させるために、界面にて組織密封剤を適用する工程であって、その結果、界面が、少なくとも約１．３Ｎ／ｃｍ^２の引張り強さ示す、工程、を包含する。
【００２０】
（発明の詳細な説明）
本発明が詳細に記載される前に、他に示されない限り、本発明は、任意の特定の物質、成分または製造プロセスに限定されず、これらは、変更され得ることが理解されるべきである。本明細書中で使用される用語法は、特定の実施形態を説明する目的のみのためであり、限定を意図しないこともまた理解されるべきである。
【００２１】
明細書および添付の特許請求の範囲において使用されるように、単数形「ａ」、「ａｎ」、および「ｔｈｅ」は、文脈が明かにその他を示さない限り、複数形の指示物を含むことが注意されなければならない。従って、例えば、「ステント（ａ　ｓｔｅｎｔ）」は、単一のステントおよび２つ以上のステントを含み、「管腔（ａ　ｌｕｍｅｎ）」は、単一の管腔および２つ以上の管腔を含み、そして「ポリマー（ａ　ｐｌｙｍｅｒ）」は、１つ以上のポリマーなどを含み得る。
【００２２】
以下の明細書および特許請求の範囲において、文脈が明かにその他に示していない限り、以下の意味を有するように定義される、多数の用語に対する参照がなされる：
用語「吻合」とは、本明細書中で使用される場合、腸または血管の２つの部分の間のような、別々のまたは切断された管状中空器官を接続して、連続的なチャネルを形成することをいう。
【００２３】
用語「生体適合性」とは、本発明の組成物が、毒性であるか、傷害性であるかまたはその他で有害である有意な炎症、線維症または組織応答を誘発することなく、組織に適用される能力をいう。
【００２４】
用語「コラーゲン性物質」とは、本明細書中で使用される場合、コラーゲンの全ての形態をいい、これには、組換え的に産生されたか、抽出されたか、処理されたか、またはそれ以外で改変されたコラーゲンが挙げられる。好ましいコラーゲンは、非免疫原性であり、動物から抽出された場合、免疫原性テロペプチド領域を除く（「アテロペプチドコラーゲン」）ために処理されており、可溶性であり、そして原線維形態または非原線維形態であり得る。本発明の好ましい実施形態とともに使用されるコラーゲンは、意図される目的のために、ヒトの身体に組み込まれ得るように、薬学的に純粋な形態である。
【００２５】
用語「結合体化された」は、化学結合、代表的には、共有結合を介して結合されることをいうために、本明細書中において使用される。
【００２６】
用語「生理食塩水」とは、本明細書中で使用される場合、周囲の組織および／または器官の正常な非病的な機能に一致する、実質的に水性の塩含有溶液をいう。例えば、生理食塩水が動脈吻合のためのステントを形成するために使用される場アイ、生理食塩水は、滅菌されるべきであり、動脈治癒を阻害するかまたは妨害する任意の型の病原を含むことはできない。
【００２７】
用語「ポリマー」とは、一緒に結合される、個々の化学部分（これらは、同じであっても異なっていても良いが、好ましくは、同じである）からなる分子をいう。本明細書中で使用される場合、用語「ポリマー」とは、直鎖分子を形成するために末端間で結合される個々の化学部分、ならびに分枝鎖構造の形態で一緒に結合される個々の化学部分をいう。
【００２８】
用語「再吸収可能」は、その通常の意味において本明細書中で使用され、そして溶解されかつ患者によって生物学的に同化され得る物質を記載する。
【００２９】
用語「ステント」は、その通常の意味において本明細書中で使用され、そして吻合の間または吻合の後に支持を提供するために、血管または腸のような管状構造への挿入のための少なくとも１つの管腔を含む構造をいう。
【００３０】
用語「密封剤」とは、「組織密封剤」として、種々の疾患状態または外科手術手順の結果として分離された組織を一緒にシールするために機械的手段および／または化学的手段によって適所に固定される組成物をいう。例えば、密封剤は、硬組織における空隙を充填するため、脈管おおび他の軟部組織を一緒に結合するため、機械的障壁を提供して止血を促進するため、そしてある１つの組織表面が、互いに別の組織表面と接触しそして接着しないように妨げることによって組織接着を妨げるために使用され得る。文脈が他に明かに示さない限り、用語「密封剤」は、用語「接着剤」と交換可能に使用される。
【００３１】
用語「合成親水性ポリマー」とは、本明細書中で使用される場合、一定の平均分子量を有する人工ポリマーおよびこのポリマーを本質的に水溶性にする組成物をいう。好ましいポリマーは、高度に純粋であるか、あるいは、このポリマーが薬学的に純粋であるかまたは薬学的に純粋になるように処理されるように、高度に純粋な状態に精製される。
【００３２】
従って、本発明は、一般に手術手順（例えば、吻合または組織の開口部を覆うこと）において機械的支持を提供するために使用され得る、ステント、プラグ、および他の固体物品に関する。本発明の物品は、約数分〜約９０日間で、患者によって再吸収可能な物質からなる。例えば、本発明の物品は、数時間未満または数日未満で、ヒトの身体内で溶解可能な、滅菌された、生物学的に適合性の物質からなり得る。これは、適切な物質の選択によって達成される。特に、これらの物品は、腹部または胸部において実施される、内視鏡手順（例えば、冠状動脈に接近するために、胸部の一連の小さな切開を通して実施される、冠状動脈バイパス移植手順）において、用途を見出す。
【００３３】
１つの実施形態において、本発明は、患者の脈管内の開口部への挿入のための、吻合ステントを提供する。このステントは、第１終端、第２終端、および各終端における開口部を備える。一次管腔が、第１終端から第２終端へと延び、これによって、第１終端の開口部と第２終端の開口部との間に、流体連絡を提供する。第１終端と第２終端のうちの少なくとも一方は、脈管内の開口部への挿入のための大きさにされる。このステントは、約数分〜約９０日間で、患者によって再吸収され得る物質からなる。
【００３４】
このステントは、患者の多数の脈管（血管（動脈および静脈を含む）；腸管（小腸および／または大腸を含む）；食道または気管の一部；尿道；ファローピウス管；精管；エウスターキオ管；リンパ管；ならびに／あるいは生体における事実上任意のチャネル、および具体的には、身体内の１つの位置から別の位置へと流体または物質を移送するために使用される、ヒトのチャネルが挙げられるが、これらに限定されない）のいずれかが関与する吻合において、使用され得る。従って、このステントは、このステントが挿入されるべき特定の脈管または組織に従って、構築されなければならない。例えば、本発明のステントは、血管吻合のために構築され得る。このような場合、このステントは、吻合手順において接合される特定の血管に従う大きさおよび形状にされなければならない。すなわち、第１終端および第２終端のうちの少なくとも一方は、患者の血管への吻合挿入のための大きさにされなければならない。いくつかの例において、ステントの管腔は、実質的に直状であり得る。他の例において、この管腔は湾曲し得るか、屈曲し得るか、またはその両方であり得る。ステントの挿入を容易にするために、第１終端および第２終端のうちの少なくとも一方は、所望の輪郭を呈するように、テーパ状であり得るか、または他の様式の形状であり得る。必要に応じて、両方の終端が、テーパ状であり得る。しかし、脈管内にステントを閉じ込めるために、このステントは、第１終端および第２終端の一方において、フランジをさらに備え得る。
【００３５】
小さな血管への挿入のためには、ステントの第１終端および第２終端のうちの少なくとも一方は、代表的に、約１ｍｍ〜約１０ｍｍの外径を有する。好ましくは、この直径は、約１ｍｍ〜約８ｍｍである。代表的に、ステントの内側の穴は、約０．５〜約７ｍｍ未満の直径を有する。このステントを使用して、およそ同じ直径を有する２つの血管を接合する場合、第１終端および第２終端は、同じ直径を有し得る。異なる直径を有する血管を接合する場合には、第１終端および第２終端が異なる直径を有することが好ましく、これらの終端の直径は、接合されるべき血管に従って選択される。
【００３６】
さらに、ステントの長さは、接続されるべき脈管に従って選択される。過剰の長さを有するステントは操作することが困難であり、一方で不十分な長さを有するステントは、ステントが構造的支持体として機能するために十分な接触領域を提供しないかもしれない。従って、小さな血管の吻合において使用するために構築される場合、本発明のステントは、通常、長さが約１ｃｍ〜約５ｃｍであるが、好ましくは、約２ｃｍ〜約３ｃｍである。
【００３７】
本発明のステントは、一般に、平滑な外側表面および内側表面を備えて製造される。しかし、外側および／または内側の表面が任意の所望の形状（例えば、波形の表面）を有するように、製造することが可能である。いくつかの例において、管壁の波形を伸長または収縮させることによって、長さを制御可能に増加または減少させる管を製造することが、可能である。さらに、このステントは、一般に、一次管腔の長さに沿って円形の断面を示すが、任意の断面形状（楕円形、正方形、三角形、六角形など）を有し得る。
【００３８】
本発明のステントは、２つの脈管を接合するために使用され得る。このような場合に、このステントは、２つの終端、各終端における開口部、およびこれらの開口部の間に連絡を提供する管腔を有する管として、構築され得る。しかし、いくつかの例において、本発明のステントは、さらなる脈管を接合するための吻合手順において使用され得る。従って、ステント壁は一般的に中実であるが、種々の目的で、開口部が提供され得る。本発明のステントは、第１終端と第２終端との間に延びる管腔から分枝するさらなる管腔をさらに備え得る。すなわち、さらなる開口部が、第３終端において提供され得、この第３終端は、交差管腔を通して、第１終端および第２終端における開口部を接合している管腔と流体連絡する。
【００３９】
ステントの意図される目的に依存して、管腔は、多数の様式で接合され得る。いくつかの例において、管腔は、第１終端および第２終端のうち一方に近い方の点において交差し得る。他の例において、分枝管腔が、第１終端と第２終端との間の中点に位置し得る。管腔は、垂直に交差し得るが、管腔が、血管吻合のために非垂直に交差することが、より代表的である。いくつかの例において、交差している管腔は、最初は、一次管腔に取り付けられるための別個の構成要素として提供され得る。すなわち、本発明のステントは、複数のモジュラー部分を取り付けることによって、形成され得る。
【００４０】
図１は、本発明のステントの種々の例を示す。これらの例の各々は、血管の内部に挿入され得、そして生物学的または合成のバイパス導管に挿入され得る。本明細書中で参照される全ての図（ここで、同様の部品は同様の番号により参照される）に関してそうであるように、図１は、必ずしも同一縮尺ではなく、そして特定の寸法が、説明を明白にするように誇張され得る。図１Ｄは、実質的に直状の円筒形部分１１０の第１終端１０６および第２終端１０８に位置する開口部１０２および１０４を有する、本発明による本発明のステント１００の１つのバージョンを示す。円筒形部分１１０の内部には、実質的に直状の一次管腔が位置する。このステントは、２つの脈管間に端と端とでの接合を形成する際の使用に、特に適切である。２つの端部を有するステントは、そのステントの長さに沿って均一な断面積を示し得るが、図１Ｄに示される円筒形ステント１００は、終端１０６に隣接するステントに部分において、テーパ状のプロフィールを示す。上で議論されたように、このようなテーパは、脈管開口部への終端１０６の挿入を容易にする。さらに、このステントは、異なる管腔寸法の２つのダクトを係合するために特によく適しており、終端１０６は、終端１０８によって係合されるダクトより小さな管腔直径を有するダクトを係合するためのものである。代表的に、図１Ｄに示されるステントは、終端１０６と１０８との間の全体の長さが、約２〜約３．５ｃｍである。
【００４１】
図１Ａ〜１Ｃは、交差部分を有するステントを示す。図１Ａは、Ｙ字型ステント１００を示す。このＹ字型ステントは、２つではなく３つの終端を有することを除いて、図１Ｄに示されるステントと類似である。すなわち、ステント１００は、第１終端１０６と第２終端１０８との間の一次円筒形部分１１０から非垂直な角度で分枝する、交差部分１１２を備える。一次部分１１０は、図２の血管１５０の管腔１５２への挿入のために適合され得る。示されるように、交差部分１１２もまた、実質的に円筒形である。さらなる開口部１１４は、交差部分１１２の終端１１６に位置し、そしてこの交差部分の内部に位置する交差管腔を通る一次管腔と流体連絡している。示されるように、交差部分１１２は、一次部分１１０に、終端１０６より終端１０８に近い地点で接合する。しかし、このことは必須要件ではない；あるいは、この交差部分は、終端１０８より終端１０６に近い地点で、または終端１０６および１０８から等距離の地点で、それぞれ一次部分に接合し得る。従って、交差部分１１２は、一次円筒形部分を、２つのアーム１１８および１２０に分割する。各アーム１１８および１２０、ならびに交差部分１１２の寸法は、種々の脈管および／または導管の大きさに係合するように、容易に形成されることが、理解される。図１Ａに示される、冠状動脈バイパス手順において使用するためのステントに対する代表的な寸法は、以下である：アーム１１８に関して、約１〜約１．５ｃｍの長さ、およびアーム１２０に関して、約０．５〜約０．７５ｃｍの長さであり、各アームは、約１〜約４ｍｍの外径を有する。さらに、交差部分１１２は、代表的に、約１．５〜約２．５ｃｍの長さ、および約１〜約８ｍｍの外径を有する。好ましくは、アーム１１８および１２０の各々は、それぞれ終端１０６および１０８に向かって、より小さな外径へとテーパ状であり、挿入を容易にする。
【００４２】
図１Ｂは、一次円筒形部分が、周囲ではない、部分的に円筒形の部材１１０（これは、それぞれ終端１０６および１０８で終結するアーム１１８および１２０を有する）と交換されたことを除いて、図１Ａに示されるものと類似の別のＹ字型ステントを示す。部分的に円筒形の部材１１０は、アーム１１８および１２０にそれぞれ付随する表面１２２および１２４が、図２の血管１５０の管腔寸法にほぼ一致するように、切開を通して脈管内へと挿入されるための形状である。部分的に円筒形の部材１１０の幾何学的形状に起因して、脈管へのこのステントの挿入は、図１Ａに示されるステントの挿入と比較して、閉塞症を引き起こすことがより少ない。
【００４３】
図１Ｃは、交差部分１１２が、部分的に円筒形の部材１１０から垂直に延びることを除いて、図１Ｂに示されるものと類似のステントを示す。従って、Ｔ字型ステントが形成される。図２Ｂに示されるステントと同様に、このステントもまた、大動脈吻合手順に十分に適切である。示されるように、ステント１００は、２つのアーム１１８および１２０を、交差部分１１２のいずれかの側に有する。再度、交差部分１１２の終端１１６、ならびにアーム１１８および１２０がテーパ状であり、バイパス導管または脈管内への挿入を容易にすることが、好ましい。図１Ｃに示される、冠状動脈バイパス手順における使用のためのステントに対する代表的な寸法は、以下である：アーム１１８に関して、約１〜約２センチメートルの長さ、およびアーム１２０に関して、約０．５〜約１ｃｍの長さであり、各アームは、約８〜約１１ｍｍの外径を有する。さらに、交差部分１１２は、代表的に、約１．５〜約２．５ｃｍの長さ、および約１〜約８ｍｍの外径を有する。好ましくは、交差部分１１２は、アーム１１８および１２０のいずれかより長い長さを有する。
【００４４】
上で議論されたステントは、吻合を実施するために、本発明の方法を実施するために使用され得る。ステントが２つのみの終端を有する場合、この方法は、本発明のステントの第１終端を、開口を通して、患者の生理学的に機能する脈管の開口部へと挿入する工程を包含する。このステントの第２終端は、開口の周囲の脈管と導管との間に界面が形成されるように、導管に挿入される。このステントが３つの終端を備える場合、この方法は、本発明のステントの第１終端および第２終端を、開口を通して、患者の生理学的に機能する脈管の開口部に挿入する工程を包含する。このステントの第３終端は、開口の周囲の脈管とバイパス導管との間に界面が形成されるように、バイパス導管に挿入される。いずれの場合においても、この脈管は、ステントが導管および脈管に挿入されている際に、または挿入の後に、界面においてこの導管に付着する。この付着は、種々の手段を使用して（例えば、縫合糸、ステープルなどを使用して）実施され得る。脈管および導管が、縫合糸の必要なしに付着されることが、好ましい。代表的に、このことは、組織密封剤を、脈管と導管との間の界面に導入する工程を包含する。例えば、この密封剤は、界面の周囲に広げられ得るか、または界面にわたってスプレーされ得る。さらに、この密封剤は、他の表面（例えば、組織表面、管腔表面）と接触し得る本発明のステントの任意の表面に、捕捉され得る。従って、密封剤は、本発明のステントの外側表面に提供され得る。この密封剤は、固体、ゲルまたは液体の形態で、連続的または不連続的なコーティングとして、提供され得る。いくつかの例において、この密封剤は、乾燥粉末として提供され得、これは、代表的な吻合手順の間に存在するような液体との接触の際に、活性化される。さらに、または代替的に、ステント自体が、１種以上の密封剤と化合した物質から形成され得る。多数の密封剤が、当該分野において公知である（下記を参照のこと）；好ましい密封剤としては、コラーゲン物質、ポリエチレングリコール、これらの混合物、およびこれらのコポリマーが挙げられる。必要に応じて、密封剤は、界面に塗布された後に架橋され得る。
【００４５】
図２は、本発明による吻合を実施するための工程を示す。図２Ａに示すように、側壁の開口１５２を有する血管１５０が提供される。この血管は、図１Ｃに示されるようなステント１００によって、平滑末端２０２を通して導管２００に接続されるよう適合される。図２Ｂにおいて、アーム１２０は、脈管１５０の壁に対して角度を有する動きで、開口１５２を通して脈管１５０に挿入される。次いで、ステント１００は、アーム１１８もまた開口１５２を通って脈管１５０に入るまで、開口１５２を規定する脈管の側壁に対して引かれる。本発明のステントを形成するために使用される物質に依存して、ステントは、弾性であり得るか、または挿入の間に可塑的に変形し得る。図２Ｃに示されるように、導管２００の鈍く切断された端部２０２が、ステント１００の交差部分１１２と係合する。すなわち、導管２００が、交差部分１１２を越えて脈管１５０の方へと滑らされる。導管２００が脈管１５０と物理的に接触するにつれて、過剰の血液および水分は、開口１５２の周囲の領域から除去され、そして組織接着剤が、開口１５２の周囲および／または導管２００の端部２０２に塗布される。この組織密封剤は、コラーゲン含有組織接着剤を含み、これは、アルキルシアノアクリレートモノマーおよび以下で議論される他の成分を重合させることから形成されるものに匹敵する結合強度を示す。組織接着剤が脈管１５０および導管２００と数分間接触した後に、図２Ｄに示されるように、この界面にシールが形成される。本発明によるステントの非常に迅速な溶解を用いて、得られる組織接着接合の一体性は、手術手順の経過の間に容易にモニタリングされ、これによって、浸透の補正が可能となる。
【００４６】
従って、本発明はまた、無縫合吻合方法を提供する。いくつかの例において、第１終端、第２終端、および各終端における開口部を備えるステントが提供され、この開口部は、これらの開口部の間の管腔を通して流体連絡している。このステントの第１終端は、開口を通して、患者の生理学的に機能する脈管の開口部キャビティへと挿入され、そしてこのステントの第２終端は、この開口の周囲の脈管と導管との間に界面が形成されるように、導管に挿入される。このステントがさらに、管腔と流体連絡する開口部を有する第３終端を備える場合には、このステントの第１終端および第２終端は、開口を通して、患者の生理学的に機能する脈管の開口部キャビティ内へと挿入され、そしてこのステントの第３終端は、この開口の周囲で脈管とバイパス導管との間に界面が形成されるように、バイパス導管に挿入される。いずれの場合においても、このステントは、数分〜約９０日までで患者によって再吸収される、非ポリグリコール酸物質からなる。この方法は、組織密封剤がこの界面に塗布されて、この導管を脈管に付着させるとき、完了する。
【００４７】
別の実施形態において、本発明は、患者の組織における開口部のカバーにおいて使用するための、組織プラグを提供する。このプラグは、例えば、脈管もしくは組織の開口部を覆うため、または組織密封剤を使用してこの開口部を閉鎖することを容易にするために、使用され得る。本明細書中において使用される場合、「組織開口部」におけるような「開口部」とは、任意の生存組織における任意の切断、断裂、裂傷または裂溝をいう。本発明のプラグは、プラテン表面を有する固体物体を備え、そして開口部を覆うようにか、開口部の周囲の外周と接触するようにか、またはその両方に、適合される。本発明のステントにおいてそうであるように、この固体物体は、約９０日以下で患者によって再吸収され得る、非ポリグリコール酸物質からなる。このプラグは、組織密封剤が塗布されて閉塞を形成し得るまで、乾燥場を提供する（血液のさらなる漏出の防止など）際に、特に有用である。
【００４８】
このプラグは、その意図される使用に適切な任意の形状に形成され得る。例えば、プラテン表面は、台の横方向寸法を有する、台構造体によって支持され得る。いくつかの場合において、プラテン表面は、台構造体の横方向寸法に等しい横方向寸法を有し得る。他の場合において、プラテン表面は、台構造体の横方向寸法より大きな横方向寸法を示すように、形成され得る。プラテン表面は、例えば、管腔表面へのプラテン表面の一致を容易にして、組織（例えば、血管、腸管、胃、および他の流体ダクト（肝臓、胆汁、断裂、頭側、精液などが挙げられる））の開口部のシールをもたらすために、非平面である。好ましい実施形態において、本発明のプラグは、動脈または静脈のような血管が関与する手術の間に、使用され得る。手術の必要性に依存して、このプラグは、患者の冠状動脈または大動脈が関与する手術において、使用され得る。
【００４９】
図３は、本発明の種々のプラグを示す。例えば、図３Ａは、実質的に円形のプラテン表面３０２および円筒形支持構造体３０４を有する、プラグ３００を示す。図３Ｂは、プラテン表面３０２が矩形であることを除いて、図３Ａに示されるものと類似のプラグを示す。図３Ｃは、プラテン表面３０２が支持構造体の断面と同一の大きさであることを除いて、図３Ａおよび３Ｂに示されるものと類似のプラグを示す。図３Ａ〜３Ｃに示されるプラグは、ほぼ円筒形の形状であるような支持部分３０４を有するよう記載されるが、種々の支持構造体の形状が作動可能であることが、理解される。プラグの基部に対するプラテンの相対的大きさおよび形状は、種々の組織における開口部の閉鎖に適合するように可変であることもまた、理解される。例えば、図３Ｄは、組織の開口部を覆って置かれ得る、平坦であるかまたは下層に一致するプラテン３０２から形成されるプラグ３００を示す。従って、この組織フラップ閉塞プラグ３００は、台部分とは独立して機能する。
【００５０】
本発明のプラグは、患者の組織における開口部をシールするために使用され得る。従って、本発明のプラグが患者の組織の開口部に対して、プラグがこの開口部を覆うか、この開口部の周囲の外辺部と接触するか、またはその両方の関係で配置する、本発明の方法が提供される。その結果、界面が、プラグと組織との間に形成される。患者の組織は、プラグに接着されて、閉鎖を形成する。
【００５１】
吻合を実施するための本発明の方法と同様に、閉鎖は、界面に組織密封剤を導入することによって、形成される。付着は、種々の手段を使用して（例えば、縫合糸、ステープルなどを使用して）実施され得るが、組織における開口部が、縫合糸を必要とせずに閉鎖されることが好ましい。密封剤は、本発明のステントの場合と同様に、界面の周囲に注入され得るか、または界面にわたってスプレーとして塗布され得る。同様に、この密封剤は、別の表面と接触し得る、本発明のプラグの任意の表面に提供され得る。組織開口部をシールするためにプラグを使用する場合には、吻合のために使用され得るものと同じ組織密封剤が使用され得る。図３Ｄに示されるようなプラグが使用される場合、さらなる組織が、このプラグと接触して配置され得、その結果、このプラグは、さらなる組織と、開口部に付随する組織との間に介在する。必要に応じて、このさらなる組織は、開口部に付随する組織に接着され得る。
【００５２】
従って、本発明の別の実施形態は、患者の組織における開口部をシールするための、無縫合の方法に関する。患者によって約９０日以下で再吸収される、固体の非ポリグリコール酸物質を備える、プラグが提供される。このプラグは、患者の組織における開口部に対して、このプラグが開口部を覆うか、この開口部の周囲の外辺部に接触するか、またはその両方のような関係で配置され、これによって、プラグと組織との間に界面を形成する。閉塞を形成するために、組織密封剤がこの界面に塗布される。
【００５３】
一般に、本発明のステントおよびプラグは、多数の非ポリグリコール酸物質から形成されて、約数分〜約９０日での再吸収を可能にし得る。全ての適切な物質は、本発明のステントおよびプラグを形成するために使用される場合に、非毒性であり、非炎症性であり、そして非免疫原性である。代表的に、この物質は、約１〜約１０日間で、患者によって再吸収可能である。ステントが、比較的長期間にわたって治癒を促進するために必要とされる例においては、この物質は、このステントが約７〜約１０日で患者によって再吸収されるように、選択され得る。他の例において、この物質は、ステントが患者によって、約１〜約７日間で、最適には約１〜約２日間で、患者によって再吸収されるように、選択され得る。
【００５４】
短期間で再吸収されるステントを構築するためには、凍結生理食塩水を含む物質が使用され得る。より代表的には、親水性化合物を含む物質が使用され得る。しばしば、ポリマー物質が使用される。なぜなら、再吸収速度が、そのポリマー物質に付随する分子量および／または架橋度を制御することによって、確立され得るからである。一般に、親水性ポリマーは、水溶液中で水素結合を形成するために利用可能な十分な数の酸素原子（またはより少ない程度で、窒素原子）を組み込むことによって、水溶性にされ得る。本明細書中で使用される適切な親水性ポリマーとしては、ポリエチレングリコール、ポリオキシエチレン、ポリメチレングリコール、ポリトリメチレングリコール、ポリビニルピロリドン、およびこれらの誘導体が挙げられる。いくつかの限定された例において、ポリ乳酸が、同様に使用され得る。これらのポリマーは、直鎖かまたは複数に分枝し得、そして実質的に架橋しない。他の適切なポリマーとしては、ポリオキシエチレン−ポリオキシポロピレンのブロックポリマーおよびコポリマーが挙げられる。エチレンジアミン核を有する（従って４つの末端を有する）ポリオキシエチレン−ポリオキシプロピレンブロックポリマーもまた利用可能であり、そして本発明の実施において使用され得る。
【００５５】
本発明における使用のための１つの好ましい物質は、その公知の生体適合性に起因して、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）含有化合物が挙げられる。種々の形態のＰＥＧが、生物学的に活性な分子の改変において、広範囲に使用される。なぜなら、ＰＥＧは、広範な溶解度を有するように処方され得、そして毒性、抗原性、免疫原性が低く、そして代表的に、ペプチドの酵素活性および／またはコンホメーションを妨害しないからである。さらに、ＰＥＧモノマーは、一般に、非生分解性であり、そして大部分の生存生物（ヒトを含む）から容易に排出される。
【００５６】
適切なＰＥＧとしては、単官能性、二官能性、および多官能性のＰＥＧが挙げられる。単官能性ＰＥＧは、１つのみの反応性ヒドロキシを有し、一方で二官能性ＰＥＧは、各末端に反応性基を有する。単官能性ＰＥＧは、好ましくは、約１００ダルトンと約１５，０００ダルトンとの間、より好ましくは、約２００ダルトンと約８，０００ダルトンとの間、そして最も好ましくは、約４，０００の平均分子量を有する。二官能性および多官能性のＰＥＧは、好ましくは、約４００〜約１００，０００、より好ましくは、約３，０００〜約２０，０００の分子量を有する。
【００５７】
当業者は、ＰＥＧのような合成ポリマーが、事実上、正確な分子量を有して調製され得ないこと、および本明細書中において使用される用語「分子量」が、当該分野において通常使用されるように、任意の所定のサンプルにおける多数の分子の平均分子量をいうことを、理解する。従って、ＰＥＧ２，０００のサンプルは、例えば、１，５００〜２，５００ダルトンの重量範囲のポリマー分子の統計学的混合物を含み得、ある範囲にわたって、１つの分子は隣の分子とわずかに異なる。分子量の範囲の特定は、平均分子量が、特定された限度の間の任意の値であり得、そしてこれらの範囲外の分子を含み得ることを示す。従って、約８００〜約２０，０００の分子量の範囲は、少なくとも８００〜約２０ｋＤａまでの範囲の平均分子量を示す。
【００５８】
ＰＥＧは、一端においてアルキレンエーテルを形成することによって、単官能基化され得る。このアルキレンエーテルは、１〜６個の炭素原子を有する任意の適切なアルコキシ基であり得、例えば、メトキシ、エトキシ、プロポキシ、２−プロポキシ、ブトキシ、ヘキシルオキシなどである。メトキシが、現在好ましい。二官能性ＰＥＧは、反応性ヒドロキシ基を直鎖分子の各末端に存在させることによって、提供される。これらの反応性基は、好ましくは、ポリマーの末端にあるが、このポリマーの長さに沿って提供され得る。多官能性分子は、本発明の組成物を架橋させ得、そしてさらなる部分を付着させるために使用され得る。
【００５９】
いくつかの場合において、天然に存在する化合物は、ステント材料またはプラグ材料として用いられ得る。適切な天然に存在する化合物としては、多糖類（例えば、ヒアルロン酸、シクロデキストリン、ヒドロキシメチルセルロース、セルロースエーテルおよびデンプン）；グリカン（例えば、グリコサミノグリカンおよびプロテオグリカン）；および種々のタンパク質が挙げられるが、これらに限定されない。コラーゲンおよび他のコラーゲン性材料のようなタンパク質は、本発明において特に有用である。
【００６０】
当該分野において、コラーゲンは、動物における骨、軟骨、皮膚および結合組織の主なタンパク質成分であることが知られている。ネイティブの形態のコラーゲンは、代表的に、約３００ｎｍの長さおよび１．５ｎｍの直径の、堅く、棒形の分子である。このコラーゲンは、３つのコラーゲンポリペプチドから構成され、これらのコラーゲンポリペプチドは、緊密な三重螺旋を形成する。これらのコラーゲンポリペプチドの各々は、−Ｇｌｙ−Ｘ−Ｙ−の繰返し配列を有する長い中央部分によって特徴付けられ、ここでＸおよびＹは、しばしば、プロリンまたはヒドロキシプロリンであり、これは各末端で「テロペプチド」領域により結合し、この分子の約５％未満を構成している。コラーゲン鎖のテロペプチド領域は、代表的に、鎖間の架橋およびタンパク質の免疫原性を担う。コラーゲンは、異なる物理的特性を有するいくつかの型で存在する。最も多い型は、Ｉ型、ＩＩ型およびＩＩＩ型である。さらに、コラーゲンは、代表的に、天然の供給源（例えば、ウシの皮、軟骨または骨）から単離される。骨は、通常、コラーゲンを抽出するために、乾燥され、脱脂され、粉砕され、そして脱塩され、一方、皮および軟骨は、通常、細かく切断され、そしてタンパク質分解酵素（コラゲナーゼ以外）で消化される。コラーゲンはほとんどのタンパク質分解酵素に対して抵抗性であるため、この手順は、コラーゲンと共に見出される混入タンパク質の大部分を除去するために都合良く役立つ。
【００６１】
適切なコラーゲン性材料としては、全ての型の薬学的に有用なコラーゲン、好ましくは、Ｉ型、ＩＩ型およびＩＩＩ型が挙げられる。コラーゲンは、可溶性であり得（例えば、市販のＶｉｔｒｏｇｅｎ（登録商標）１００コラーゲン溶液）、そしてテロペプチド領域を有していても有していなくてもよい。好ましくは、コラーゲンは、再形成性原線維アテロペプチド（ａｔｅｌｏｐｅｐｔｉｄｅ）コラーゲン（例えば、Ｚｙｄｅｒｍ（登録商標）コラーゲン移植片（ＺＣＩ）または溶液中のアテロペプチドコラーゲン（ＣＩＳ））である。必要に応じて、コロニー刺激因子（ＣＳＦ）もまた含まれ得る。種々の形態のコラーゲンが、市販されているか、または例えば、米国特許第３，９４９，０７３号、同第４，４８８，９１１号、同第４，４２４，２０８号、同第４，５８２，６４０号、同第４，６４２，１１７号、同第４，５５７，７６４号および同第４，６８９，３９９号に記載されるプロセスにより調製され得る。さらに、他の形態のコラーゲンもまた、本発明の実施において有用であり、そして本明細書の企図から除外されない。例えば、非原線維コラーゲン（例えば、メチル化コラーゲンまたはスクシニル化コラーゲン）が、本発明で用いられ得る。いくつかの場合において、熱、照射または化学試薬を使用して架橋したコラーゲン（例えば、グルタルアルデヒド）が、用いられ得る。同様に、ゼラチン（すなわち、代表的には煮沸により変性されたコラーゲン）が、適切であり得る。
【００６２】
本発明のステントおよびプラグは、上記の材料の単独かまたは組み合わせのいずれかから形成され得る。いくつかの例において、上記の材料の結合体が使用され得る。例えば、コラーゲン性材料は、合成親水性ポリマーに化学的に結合し得る。この化学結合は、種々の方法で実施され得る。好ましい方法によると、この合成親水性ポリマーは、活性化され、次いでコラーゲンと反応する。あるいは、このコラーゲンに存在するヒドロキシル基またはアミノ基が活性化され、そしてこの活性化された基が、ポリマーと反応して、結合体を形成し得る。それほど好ましくない方法によると、その上に活性ヒドロキシル基またはアミノ基を有する連結基が、ポリマーとコラーゲンの両方と同時に反応するように、ポリマーおよびコラーゲンと合わされて、結合体を形成し得る。本発明のステントおよびプラグは、ヒト身体で使用されるため、この結合体の成分全て（例えば、ポリマー、コラーゲン、および連結基）が、単独でも組み合わせでも、身体により拒絶される可能性が低いことが重要である。従って、毒性および／または免疫反応性の成分は、出発物質として好ましくない。
【００６３】
例えば、コラーゲン−ポリマー結合体の形成における第１の工程は、しばしば、ポリマー分子を官能化する工程を包含する。種々の官能化されたＰＥＧは、タンパク質の改変（Ａｂｕｃｈｏｗｓｋｉら、Ｅｎｚｙｍｅｓ　ａｓ　Ｄｒｕｇｓ，Ｊｏｈｎ　Ｗｉｌｅｙ　＆　Ｓｏｎｓ：Ｎｅｗ　Ｙｏｒｋ，Ｎ．Ｙ．（１９８１）ｐｐ．３６７−３８３；およびＤｒｅｂｏｒｇら、Ｃｒｉｔ．Ｒｅｖ．Ｔｈｅｒａｐ．Ｄｒｕｇ　Ｃａｒｒｉｅｒ　Ｓｙｓｔ．（１９９０）６：３１５（この両方は本明細書中で参考として援用される）を参照のこと）、ペプチド化学（Ｍｕｔｔｅｒら、Ｔｈｅ　Ｐｅｐｔｉｄｅｓ，Ａｃａｄｅｍｉｃ：Ｎｅｗ　Ｙｏｒｋ，Ｎ．Ｙ．２：２８５−３３２；およびＺａｌｉｐｓｋｙら、Ｉｎｔ．Ｊ．Ｐｅｐｔｉｄｅ　Ｐｒｏｔｅｉｎ　Ｒｅｓ．（１９８７）３０：７４０（これら両方は本明細書中で参考として援用される）を参照のこと）、およびポリマー薬物の合成（Ｚａｌｉｐｓｋｙら、Ｅｕｒ．Ｐｏｌｙｍ．Ｊ．（１９８３）１９：１１７７；およびＯｕｃｈｉら、Ｊ．Ｍａｃｒｏｍｏｌ．Ｓｃｉ．−Ｃｈｅｍ．（１９８７）Ａ２４：１０１１を参照のこと）のような分野で、効果的に使用されている。ＰＥＧを特定の薬学的に活性なタンパク質に結合することにより形成される種々のタイプの結合体が開示されており、そしてタンパク質分解性消化に対するこのような結合体の安定性、減少した免疫原性、および生きた生物体における長い半減期に一部起因して、有用な医療用途を有することが見出されている。
【００６４】
特に有用であることが見出されているＰＥＧの１つの形態は、モノメトキシポリエチレングリコール（ｍＰＥＧ）であり、これは、塩化シアヌルのような化合物を添加し、次いでタンパク質に結合することによって活性化され得る（Ａｂｕｃｈｏｗｓｋｉら、Ｊ．Ｂｉｏｌ．Ｃｈｅｍ．（１９７７）２５２：３５７８（これは本明細書中で参考として援用される）を参照のこと）。このようなＰＥＧの活性化方法は、本発明と組み合わせて用いられ得るが、これらの方法は、塩化シアヌルが比較的毒性であり、そして薬学的に受容可能な組成物を提供するために生じるいずれの生成物からも完全に除去されなければならないという点で、それほど所望されない。
【００６５】
ＰＥＧの活性化形態は、商業的に購入できる反応物から作製され得る。本発明と共に特に有用であることが見出された活性化ＰＥＧの１つの形態は、ｍＰＥＧ−スクシネート−Ｎ−ヒドロキシスクシンイミドエステル（ＳＳ−ＰＥＧ）である（Ａｂｕｃｈｏｗｓｋｉら、Ｃａｎｃｅｒ　Ｂｉｏｃｈｅｍ．Ｂｉｐｈｙｓ．（１９８４）７：１７５（これは本明細書中で参考として援用される）を参照のこと）。ＰＥＧの活性化形態（例えば、ＳＳ−ＰＥＧ）は、比較的穏やかな条件下でタンパク質と反応し、そしてＰＥＧに結合したタンパク質の特定の生物学的活性および特異性を損なうことなく、結合体を生成する。しかし、このような活性化ＰＥＧがタンパク質と反応する場合、これらは反応し、そしてエステル結合により結合を形成する。エステル結合は、本発明と共に使用され得るが、これらは、長時間にわたって生理学的条件に供された場合に加水分解を受けるという点で、それほど好ましくない（Ｄｒｅｂｏｒｇら、Ｃｒｉｔ．Ｒｅｖ．Ｔｈｅｒａｐ．Ｄｒｕｇ　Ｃａｒｒｉｅｒ　Ｓｙｓｔ．（１９９０）６：３１５；およびＵｌｂｒｉｃｈら、Ｊ．Ｍａｋｒｏｍｏｌ．Ｃｈｅｍ．（１９８６）１８７：１１３１（これら両方は本明細書中で参考として援用される）を参照のこと）。
【００６６】
ウレタン結合によってＰＥＧをタンパク質に結合することが可能であり、それにより、エステル結合よりも加水分解に対してより抵抗性のより安定な結合が提供される（Ｚａｌｉｐｓｋｙら、Ｐｏｌｙｍｅｒｉｃ　Ｄｒｕｇ　ａｎｄ　Ｄｒｕｇ　Ｄｅｌｉｖｅｒｙ　Ｓｙｓｔｅｍｓ，Ｃｈａｐｔｅｒ　１０，「Ｓｕｃｃｉｎｉｍｉｄｙｌ　Ｃａｒｂｏｎａｔｅｓ　ｏｆ　Ｐｏｌｙｅｔｈｙｌｅｎｅ　Ｇｌｙｃｏｌ」（１９９１）（種々の形態のＰＥＧを特定の生物学的に活性なタンパク質に結合することに関与する化学を開示するために、本明細書中で参考として援用される）を参照のこと）。ウレタン結合の安定性は、生理学的条件下で証明された（Ｖｅｒｏｎｅｓｅら、Ａｐｐｌ．Ｂｉｏｃｈｅｍ．Ｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌ．（１９８５）１１：１４１；およびＬａｒｗｏｏｄら、Ｊ．Ｌａｂｅｌｌｅｄ　Ｃｏｍｐｏｕｎｄｓ　Ｒａｄｉｏｐｈａｒｍ．（１９８４）２１：６０３（これら両方は本明細書中で参考として援用される）を参照のこと）。ＰＥＧをタンパク質に結合する別の手段は、カルバメート結合による手段であり得る（Ｂｅａｕｃｈａｍｐら、Ａｎａｌ．Ｂｉｏｃｈｅｍ．（１９８３）１３１：２５；およびＢｅｒｇｅｒら、Ｂｌｏｏｄ（１９８８）７１：１６４１（これら両方は本明細書中で参考として援用される）を参照のこと）。カルバメート結合は、カルボニルジイミダゾール活性化ＰＥＧを使用することにより、生成される。このような結合は、利点を有するが、これらの反応は比較的遅く、そして完了するのに２〜３日かかり得る。
【００６７】
ＰＥＧの官能化形態を使用して形成された結合体は、この反応において使用されるＰＥＧの官能化形態に依存して、変化する。さらに、最終生成物は、ＰＥＧの分子量を変えることによって、その特徴に関して改変され得る。一般に、結合体の安定性は、ＰＥＧとコラーゲンとの間の任意エステル結合を除去し、そしてエーテル結合および／またはウレタン結合を含めることにより、改善される。しかし、再吸収を促進するために、より弱いエステル結合が含められ、その結果、これらの結合は、生理学的条件下における加水分解によって、徐々に破壊される。すなわち、この結合の化学構造を変えることによって、再吸収の速度が変化し得る。
【００６８】
多官能性ポリマーはまた、コラーゲン分子を、創傷治癒、骨形成および免疫調節において使用するために特に適切な組成物のための、他のタンパク質（例えば、グリコサミノグリカン、コンドロイチン硫酸、フィブロネクチンなど）、特に、増殖因子に架橋するために使用され得る。コラーゲン分子へのサイトカインのこのような連結は、有効な遅延放出薬物送達系を提供する。
【００６９】
コラーゲンは、合成親水ポリマーを結合するために使用され得る多数の利用可能なアミノ基およびヒドロキシ基を含む。コラーゲン中およびポリマー中に存在するネイティブのヒドロキシ基またはアミノ基は、それらが結合し得る前に、活性化されること頻繁に必要とする場合、このポリマーは、「連結基」を使用して、結合され得る。例えば、ジカルボン酸無水物（例えば、無水グルタル酸または無水コハク酸）のような化合物を使用して、ポリマー誘導体（例えば、スクシネート）を形成し得、このポリマー誘導体は次いで、都合良い脱離基（例えば、Ｎ−ヒドロキシスクシンイミド、Ｎ，Ｎ’−ジスクシンイミジルオキサレート、Ｎ，Ｎ’−ジスクシンイミジルカルボネートなど）を用いるエステル化により活性化され得る。さらなる連結基については、Ｄａｖｉｓ、米国特許第４，１７９，３３７号もまた参照のこと。ポリマー−グルタレート組成物を形成するために使用される現在好ましいジカルボン酸無水物としては、無水グルタル酸、無水アジピン酸、１，８−ナフタレンジカルボン酸無水物、および１，４，５，８−ナフタレンテトラカルボン酸二無水物が挙げられる。このように活性化されたポリマーを次いで、コラーゲンと反応させて、チューブを作製するために使用されるコラーゲン−ポリマー組成物を形成する。
【００７０】
例えば、薬学的に純粋な形態のモノメチルポリエチレングリコール（ｍＰＥＧ）（ＭＷ５０００）は、無水グルタル酸（純粋形態）と反応して、ｍＰＥＧグルタレートを形成し得る。次いで、このグルタレート誘導体は、Ｎ−ヒドロキシスクシンイミドと反応して、スクシンイミジルモノメチルポリエチレングリコールグルタレートを形成する。このスクシンイミジルエステル（ｍＰＥＧ^＊、活性化ＰＥＧ中間体を表す）は、次いで、コラーゲン上に存在する遊離アミノ基（リジン残基）と反応して、コラーゲン−ＰＥＧ結合体を形成し得、ここで、ＰＥＧ分子の一端は、遊離であるかまたは非結合である。他のポリマーが、上記のように、モノメチルＰＥＧの代わりに用いられ得る。同様に、カップリング反応が、タンパク質および合成タンパク質を誘導体化するための任意の公知の方法を使用して、行われ得る。結合された利用可能なリジンの数は、１残基からリジンの１００％まで、好ましくは、１０％から５０％まで、より好ましくは２０％から３０％まで変化し得る。反応性リジン残基の数は、標準的な方法（例えば、ＴＮＢＳとの反応）によって決定され得る。
【００７１】
多数のシーラントが、本発明において使用され得る。インサイチュヒドロゲル形成組成物は、当該分野で公知であり、そして種々の異なるデバイスから液体として投与され得る。１つのこのような組成物は、水溶性コポリエステルレポリマーとポリエチレングリコールとの光活性化可能混合物を提供する。別のこのような組成物は、ＰｌｕｒｏｎｉｃとＰｏｌｏｘａｍｅｒとのブロックコポリマーを用い、このコポリマーは、冷水中では可溶性であるが、体温では組織に接着する不溶性ヒドロゲルを形成する（Ｌｅａｃｈら、Ａｍ．Ｊ．Ｏｂｓｔｅｔ．Ｇｙｎｅｃｏｌ．１６２：１３１７−１３１９（１９９０））。重合可能なシアノアクリレートは、組織接着剤としての使用について、記載された（Ｅｌｌｉｓら、Ｊ．Ｏｔｏｌａｒｙｎｇｏｌ．１９：６８−７２（１９９０））。ＷＯ９７／２２３７１は、ツーパート（ｔｗｏ−ｐａｒｔ）合成ポリマー組成物を記載し、これは、一緒に混合された場合、互いにおよび露出された組織表面と供給結合を形成する。同様に、米国特許第５，５８３，１１４号は、ツーパート組成物を記載し、ここでタンパク質と二官能性架橋剤の混合物は組織接着剤としての使用について記載されている。高強度医用シーラントを形成する組成物は、本発明において特に有用である。このようなシーラントは、ツーパート組成物およびスリーパート組成物から形成され得、そして当該分野で周知である。これらの組成物は、種々のコラーゲン性材料（例えば、ＰＥＧに結合したメチル化コラーゲン）、および他の引張り強さ増強剤（これはこの組成物に、シアノアクリレート接着剤の引張り強さに匹敵する引張り強さを与える）を含み得る。１つ以上のＰＥＧがシーラントの成分に相当する場合、このＰＥＧは、求電子性または求核性であり得る。さらに、ゼラチン状のペースト様の組成物もまた用いられ得る。なぜなら、これらの形態は、投与後に、液体処方物よりも容易に適所にとどまる傾向があるからである。本発明における使用に好ましいシーラントは、本発明のステントおよびプラグの再吸収特性と類似した再吸収特性を示し得る。すなわち、このシーラントは、治癒のために必要とされる程度に迅速に（例えば、代表的には、約７日、または約９０日程度長く）患者により再吸収され得る。当業者は、このようなシーラントはまた、上記のような本発明のステントおよびプラグの表面上で、粉末としてまたは別の形態で提供され得ることを認識する。
【００７２】
本発明に従うステントまたはプラグは、多数の方法で生成され得る。１つの簡単な方法は、滅菌ステント溶液を滅菌鋳型キャビティに注ぎ入れて、硬化するか、またはこのステント溶液が凍結するまで冷却する工程を包含する。この鋳型キャビティは、ステンレス鋼、弾性または熱可塑性のチューブ、ガラスまたは他の物質から構成され得る。必要に応じて、離型剤が、鋳型とステント溶液との間に入れられる。本発明に従うステントは、好ましくは、その間に中空チャネルを有するキャストであるが、このプラグは中実である。必要に応じて、本発明に従うステントは、中実のキャストであり、そしてこのキャストを通る中空連絡通路を生成するために穴が開けられる。本発明に従うステントまたはプラグは、約−４０℃より下の安定な温度のクリオフリーザー内に入れることによって、または液体窒素浴に浸けるかもしくは液体窒素浴と熱的接触させることによって冷凍されるか、あるいは静置してワックスのように硬化される。本発明のステントまたはプラグは、鋳型から取り出されると、硬いか、ガラス状かまたはワックス様の質を有する。必要に応じて、添加剤が、展開または冷凍の前に、再吸収可能ステントまたはプラグに組み込まれ得る。例えば、グリセロールのような可塑剤は、生理食塩水が冷凍される前にこの生理食塩水に添加されて、冷凍ステントの変形能を改善し得る。同様に、抗凝固剤（例えば、ヘパリン）が、本発明のステントが血管吻合に用いられる場合に、このステントに組み込まれ得る。
【００７３】
押出し成形も同様に、本発明のステントおよびプラグを形成するために用いられ得る。全てではないが、ほとんどの上記の材料は、適切なオリフィスを通る押出し成形のために処方され得る。特定の処方物に依存して、押出し成形の間またはその後で架橋が起こり得る。例えば、合成親水性ポリマーは、コラーゲンと混合される。比較的短い期間内で、この混合物はダイを通して注入され、それによりチューブを形成する。いくつかの場合において、この混合物は、注入の前にゲル化または重合されて、ポリマーとコラーゲンとの間に共有結合を形成し手、注入のために、混合物の粘性を増加させる。必要に応じて、押出し成形の間に熱が付与されて、架橋を促進し得、その結果、押出し成形されたチューブは潰れない。
【００７４】
さらに、選択的架橋および加圧の組み合わせは、本発明のステントを形成するために用いられ得る。例えば、管状ステントは、コラーゲンをＰＥＧと混合することによって、生成され得る。コラーゲンとポリマーは、一緒に徹底的に混合され、この混合物は、シリンジに入れられ、次いで、シリンジの広いゲージ針から注入される。この材料は、架橋剤を含有する希釈溶液に注入され、それにより円柱物を形成する。この混合物は、ある期間、この溶液中で重合または架橋される。その後、この材料の中実円柱物は、この溶液から取り出され、圧力が一端に付与され、そしてこの圧力は、この円柱物の他方の端にむかって連続的に移される。この圧力により、この中実円柱物内に含まれる重合されていない材料は、この中実円柱物から押し出され、中空開口部が残り、従ってチューブが形成される。このチューブは、チューブの両端を支持体に取付け、空気乾燥することによって、乾燥され得る。
【００７５】
一般的に、ステントの微小構造は、制御された機械的特性（例えば、引張り強さ、弾性）および再吸収特性のステントを生成するために、制御されなければならない。例えば、ステント組成物における架橋の程度の増加は、ステントの引張り強さ、剛性および再吸収に対する抵抗性を増加させる傾向がある。さらに、原線維性コラーゲンおよび／または非原線維性コラーゲンを使用して、本発明のステントを形成することが可能である。微小構造の均一性が所望される場合、非原線維性コラーゲン（例えば、ゼラチン）が用いられ得る。しかし、微小構造の異方性が所望される場合、原線維性コラーゲンが用いられ得る。いくつかの場合において、本発明のステントおよびプラグにおいて原線維を整列して、マトリクスの方向性を提供することが所望され得る。例えば、コラーゲンとポリマーとの混合物が、押出し成形デバイスのオリフィスから押し出される場合、この線維は、注入方向に沿って方向付けられる傾向がある。この方向付けは、形成されたステントにさらなる引張り強さを与え得る。さらに、これは、ステントの水取込み速度および／または再吸収能に影響を与え得る。さらに、キャスティングまたは押出しの前に、混合物中の空隙容量を制御することが重要である。代表的には、気泡は、キャスティングまたは押出しの前に混合物から除去される。すなわち、脱気が行われる。気泡が混合物中に捕捉されている場合、この気泡は、破損または弱化部分として、ステントに現れ得る。他方で、空隙の均一な分散は、局在性の弱点を導入することなく、形成されたステントの再吸収特性を増大し得る。
【００７６】
ステントまたはプラグが成形され、かつ重合が完了した後、このステントは乾燥され得る。乾燥は、種々の方法で達成され得る。例えば、管状ステントは、平らは表面に置かれて、空気および／または熱に曝され得る。このような手順は、ステントが置かれる表面上でステントの平板化を生じる傾向がある。さらに、ステント長におけるかなりの全収縮が存在し得る。
【００７７】
本発明のステントおよびプラグは、水和すると、サイズが拡大し得るため、このステントおよびプラグを脱水形態で貯蔵し、患者内にこれらを挿入する直前に、これらを完全に水和することが一般に好ましい。再水和を行うことによって、挿入されるチューブの最終的なサイズは、正確に決定され得る。しかし、脱水形態のステントおよびプラグを挿入することもまた可能である。例えば、脱水ステントは、挿入され、そしてゆっくりと水和され、そして体液の存在に起因してインサイチュで５倍以上に拡大し得る。しかし、水溶液をステント内およびステントの周りに注入することによって、水和速度は増加され得る。この水溶液は、生理食塩水、または他の塩含有溶液であり得、この濃度は、周囲環境（一般的には、ヒト組織の環境）と一致する。種々の再吸収可能な原型ステントを、例えば、ＰＥＧ／コラーゲン、ＰＥＧ／ゼラチン、およびグルタルアルデヒドで架橋したゼラチンから作製し；そしてそれらの液体（例えば、リン酸緩衝溶液（ＰＢＳ））における膨潤挙動を、図４において特徴付けた。これらのステントで用いられるペンタエリスリトールポリエチレングリコールエーテルテトラスクシンイミジルグルタレートは、１０，０００ダルトンの平均分子量を有する。膨潤速度は、ステントの特定の組成に依存して、再吸収速度と直接的または間接的に相関し得る。
【００７８】
さらに、これらのステントの引張り強さは、接着剤と組み合わせたこのようなステントで連結された動脈の強度が、約１．３〜約５．３Ｎ／ｃｍ^２の範囲であり得ることを示した。しかし、適切な材料の選択および適用により、引張り強さは増加し得る。必要に応じて、このような接着剤で連結された動脈または他の血管および組織は、ポリプロピレンを含有するＰｒｏｌｅｎｅ（登録商標）縫合糸または合成ポリマーもしくは天然に存在するポリマーから作製された他の糸を用いる手順により得られる強度に匹敵するかまたはこの強度を超えるかのいずれかでなければならない。
【００７９】
本発明の変形物が、当業者に明らかである。例えば、本発明のステントおよびプラグを形成するために適切な材料としてＰＥＧ−コラーゲン結合体が特に注目されるが、他の結合体（例えば、ＰＥＧ−ＰＥＧおよびコラーゲン−コラーゲン）もまた用いられ得る。同様に、カテーテルなどを用いる公知の外科技術が、吻合を行うために、本発明の方法と共に用いられ得る。さらに、処理技術が、本発明の物品を形成するために組み合わせられ得る。例えば、ステントが押出し成形によって製造された後、このステントは、冷却または凍結されて、操作を容易にするために、より剛性にされ得る。
【００８０】
本発明は、本発明の特定の好ましい実施形態と共に記載されてきたが、上記の記載は、例示であり本発明の範囲を制限することを意図しないことが理解されるべきである。他の局面、利点および本発明の範囲内の改変が、本発明が属する分野の当業者に明らかである。
【図面の簡単な説明】
【図１】
図１Ａ〜１Ｄは、集合的に図１と呼ばれ、本発明のバリエーションを示す。図１Ａは、角度の付いたＹ字型ステントを示す。図１Ｂは、図１Ａに示されるステントに類似した部分Ｙ字型ステントを示し、ここで、１次円筒形ステントの後ろ部分は、除かれている。図１Ｃは、部分Ｔ型ステントを示す。図１Ｄは、円筒形ステントを示す。
【図２】
図２Ａ〜２Ｄは、集合的に、図２と呼ばれ、本発明に従う吻合を実行するための工程を概略的に示す。図２Ａは、側壁を通る切開によって形成される開口を有する脈管、図１Ｃに示されるステント、およびバイパス導管を示す。図２Ｂは、切開された脈管への、ステントのフランジ部分の挿入を示す。図２Ｃは、バイパス導管への交差部分の挿入を示す。図２Ｄは、組織密封剤を用いた、脈管およびバイパス導管の完全な吻合を示す。
【図３】
図３Ａ〜３Ｄは、集合的に図３と呼ばれ、本発明の種々のプラグを示す。
【図４Ａ】
図４Ａ〜４Ｅは、集合的に図４と呼ばれ、種々のステント物質の膨潤挙動に関連する棒グラフである。
【図４Ｂ】
図４Ａ〜４Ｅは、集合的に図４と呼ばれ、種々のステント物質の膨潤挙動に関連する棒グラフである。
【図４Ｃ】
図４Ａ〜４Ｅは、集合的に図４と呼ばれ、種々のステント物質の膨潤挙動に関連する棒グラフである。
【図４Ｄ】
図４Ａ〜４Ｅは、集合的に図４と呼ばれ、種々のステント物質の膨潤挙動に関連する棒グラフである。
【図４Ｅ】
図４Ａ〜４Ｅは、集合的に図４と呼ばれ、種々のステント物質の膨潤挙動に関連する棒グラフである。

Claims

患者の脈管または組織の管腔における開口部に挿入するための吻合ステントであって、以下：
第１終端；
第２終端；
各々の終端での開口部；および
該第１終端と該第２終端との開口部間に流体連絡を提供する、一次管腔、
を備え、
ここで、該第１終端および該第２終端の少なくとも１方は、患者の脈管における開口部へ挿入されるようにサイズが合わせられており、そして、該ステントは、約９０日まで、約数分間で患者によって再吸収可能である非ポリグリコール酸物質から構成される、
吻合ステント。
前記一次管腔が、実質的に真っ直ぐである、請求項１に記載のステント。
前記一次管腔が、曲線状、湾曲状またはその両方である、請求項１に記載のステント。
前記第１終端および前記第２終端の少なくとも１方が、テーパ付けされるか、または成形される、請求項１に記載のステント。
前記第１終端および前記第２終端の１方にフランジをさらに備える、請求項１に記載のステント。
前記第１終端および前記第２終端の少なくとも１方が、約１ｍｍから約１０ｍｍの直径を有する、請求項１に記載のステント。
前記直径が約１ｍｍから約８ｍｍである、請求項６に記載のステント。
前記第１終端および前記第２終端が異なる直径を有する、請求項１に記載のステント。
前記終端が、約１ｃｍから約５ｃｍ離れて位置付けられる、請求項１に記載のステント。
前記終端が、約１．５ｃｍから約４ｃｍ離れて位置付けられる、請求項９に記載のステント。
前記終端が、約２ｃｍから約３ｃｍ離れて位置付けられる、請求項１０に記載のステント。
前記第１終端および前記第２終端の少なくとも１方が、前記患者の血管への吻合的挿入のためにサイズが合わせられている、請求項１に記載のステント。
前記血管が動脈である、請求項１２に記載のステント。
前記動脈が冠動脈である、請求項１３に記載のステント。
前記動脈が前記患者の大動脈である、請求項１３に記載のステント。
前記血管が前記患者の静脈である、請求項１２に記載のステント。
第３終端および該第３終端にある第３開口部をさらに備える、請求項１に記載のステントであって、該第３開口部が、交差管腔を介して前記一次管腔と流体連絡する、ステント。
前記一次管腔および前記交差管腔が、前記第２終端よりも第１終端に近い点にて交差する、請求項１７に記載のステント。
前記一次管腔および前記交差管腔が、垂直に交差する、請求項１７に記載のステント。
前記一次管腔および前記交差管腔が、非垂直的に交差する、請求項１７に記載のステント。
前記物質が、約数分から約１０日で前記患者によって再吸収される、請求項１に記載のステント。
前記物質が、約７日から約１０日で前記患者によって再吸収される、請求項２１に記載のステント。
前記物質が、約１日から約７日で前記患者によって再吸収される、請求項２１に記載のステント。
前記物質が、約１日から約２日で前記患者によって再吸収される、請求項２３に記載のステント。
前記物質が凍結生理食塩水を含む、請求項１に記載のステント。
前記物質が親水性化合物を含む、請求項１に記載のステント。
前記親水性化合物が、ポリエチレングリコール含有化合物を含む、請求項１に記載のステント。
前記ポリエチレングリコール含有化合物が、天然に存在する化合物と化学的に結合体化されるポリエチレングリコールを含む、請求項２７に記載のステント。
前記天然に存在する化合物がタンパク質である、請求項２８に記載のステント。
前記タンパク質がコラーゲン性物質である、請求項２９に記載のステント。
前記コラーゲン性物質がゼラチンである、請求項３０に記載のステント。
前記コラーゲン性物質が、Ｉ型コラーゲン、ＩＩ型コラーゲンおよびＩＩＩ型コラーゲンならびにそれらの組合せからなる群から選択される、請求項３０に記載のステント。
天然に存在する化合物が多糖類である、請求項２７に記載のステント。
前記多糖類が、ヒアルロン酸、シクロデキストリン、ヒドロキシメチルセルロース、セルロースエーテルおよびデンプンからなる群から選択される、請求項３２に記載のステント。
前記天然に存在する化合物が、グリコサミノグリカンまたはプロテオグリカンである、請求項２７に記載のステント。
前記ポリエチレングリコールが、約１００ダルトンから約２０，０００ダルトンの分子量を有する、請求項２７に記載のステント。
前記親水性物質がコラーゲン性物質を含む、請求項２６に記載のステント。
前記コラーゲン性物質が、合成親水性ポリマーと化学的に結合体化されるコラーゲンを含む、請求項３７に記載のステント。
前記合成親水性ポリマーが、ポリエチレングリコールおよびポリビニルピロリドンからなる群から選択される、請求項３８に記載のステント。
前記ステント表面上に、組織密封剤をさらに含む、請求項１に記載のステント。
吻合の方法であって、以下：
（ａ）請求項１に記載のステントの第１終端を、開口部を介して、患者の生理学的に機能する脈管の腔へ挿入する工程、および該ステントの第２終端を導管に挿入する工程であって、その結果、界面が、該開口部の周囲の該脈管と該導管との間に形成される、工程；ならびに
（ｂ）該界面にて、該脈管を該導管に装着する、工程、
を包含する、方法。
吻合の方法であって、以下：
（ａ）請求項１７に記載のステントの第１終端および第２終端を、患者の生理学的に機能する脈管に挿入する工程、ならびに該ステントの第３終端をバイパス導管に挿入する工程であって、その結果、界面が、開口部の周囲の該脈管と該バイパス導管との間に形成される、工程；ならびに
（ｂ）該界面にて、該脈管を該バイパス導管に装着する、工程、
を包含する、方法。
工程（ｂ）が、縫合を必要とせずに実施される、請求項４２に記載の方法。
工程（ｂ）が、前記脈管と前記バイパス導管との間の前記界面の周囲または該界面の上に、組織密封剤を導入する工程（ｂ’）を包含する、請求項４２に記載の方法。
前記密封剤がコラーゲン性物質を含む、請求項４４に記載の方法。
前記コラーゲン性物質がメチル化コラーゲンを含む、請求項４５に記載の方法。
前記コラーゲン性物質が、ＣＩＳ、ＣＳＦおよびこれらの組合せからなる群から選択される、請求項４５に記載の方法。
前記密封剤がポリエチレングリコールを含む、請求項４４に記載の方法。
請求項４８に記載の方法であって、前記ポリエチレングリコールが、以下：ポリエチレングリコールジ−スクシニミジルグルタレート、ペンタエリスリトールポリエチレングリコールエーテルテトラ−スクシニミジルグルタレート、ペンタエリスリトールポリエチレングリコールエーテルテトラ−スクシニミジルグルタレート、ポリエチレングリコールモノ−スクシニミジルスクシネート、ポリエチレングリコールモノ−スクシニミジルプロピオン酸、ポリエチレングリコールモノ−スクシニミジルスクシンアミド、ポリエチレングリコールジ−スクシニミジルスクシンアミド、ポリエチレングリコールジ−エポキシド、ポリエチレングリコールジ−イソシアネート、ポリエチレングリコールジ−カルボニルジイミダゾール、ペンタエリスリトールポリエチレングリコールエーテルテトラ−マレイミドプロピオンアミド、ペンタエリスリトールポリエチレングリコールエーテルテトラ−マレイミドプロピオネート、ポリエチレングリコールジ−アミン、ジグリセロポリエチレングリコールエーテルテトラ−アミン、ペンタエリスリトールポリエチレングリコールエーテルテトラ−アミン、ポリエチレングリコールジ−スルヒドリル、ペンタエリスリトールポリエチレングリコールエーテルテトラ−スルヒドリル、ペンタエリスリトールポリエチレングリコールエーテル、ジグリセロールポリ（エチレングリコール）エーテル、これらの組合せ、およびこれらのコポリマーからなる群から選択される、方法。
工程（ｂ）が、工程（ｂ’）の後、前記密封剤を架橋する工程（ｂ’’）をさらに包含する、請求項４４に記載の方法。
前記組織密封剤が、前記界面の周囲または該界面の上に注入される、請求項４４に記載の方法。
前記組織密封剤がスプレーとして適用される、請求項４４に記載の方法。
工程（ａ）および工程（ｂ）が同時に実施される、請求項４２に記載の方法。
プラテン表面を有する固体を含む、患者の組織における開口部をシールする際に使用するための組織プラグであって、該組織プラグは、該開口部を覆うか、該開口部の周囲の外辺部と接触するか、またはそれらの両方を行うように適合され、該固体が、最大約９０日中に該患者によって再吸収可能である、非ポリグリコール酸物質から構成される、組織プラグ。
前記プラグの表面上に組織密封剤をさらに含む、請求項５４に記載のプラグ。
前記プラテン表面が、ペデスタルラテラルディメンションを有するペデスタル構造によって支持される、請求項５４に記載のプラグ。
前記プラテン表面が、前記ペデスタル構造ラテラルディメンションと同等のラテラルディメンションを有する、請求項５６に記載のプラグ。
前記プラテン表面が、前記ペデスタル構造ラテラルディメンションより大きいラテラルディメンションを有する、請求項５６に記載のプラグ。
前記プラテン表面が非平面である、請求項５４に記載のプラグ。
前記プラテン表面が、前記患者の血管の前記管腔表面に適合するように、形作られる、請求項５４に記載のプラグ。
前記血管が動脈である、請求項６０に記載のプラグ。
前記動脈が冠動脈である、請求項６１に記載のプラグ。
前記血管が患者の大動脈である、請求項６０に記載のプラグ。
前記再吸収可能物質が、生理食塩水、ポリエチレングリコールおよび血漿からなる群から選択される、請求項５４に記載のプラグ。
前記物質が、約１日から約１０日で前記患者によって再吸収される、請求項５４に記載のプラグ。
前記物質が、約７日から約１０日で前記患者によって再吸収される、請求項６５に記載のプラグ。
前記物質が、約１日から約７日で前記患者によって再吸収される、請求項６５に記載のプラグ。
前記物質が、約１日から約２日で前記患者によって再吸収される、請求項６７に記載のプラグ。
前記物質が親水性化合物を含む、請求項５４に記載のプラグ。
前記親水性化合物がポリエチレングリコール含有化合物を含む、請求項５４に記載のプラグ。
前記ポリエチレングリコール含有化合物が、天然に存在する化合物と化学的に結合体化されるポリエチレングリコールである、請求項７０に記載のプラグ。
前記天然に存在する化合物がタンパク質である、請求項７１に記載のプラグ。
前記タンパク質がコラーゲン性物質である、請求項７２に記載のプラグ。
前記コラーゲン性物質がゼラチンである、請求項７３に記載のプラグ。
前記コラーゲン性物質が、Ｉ型コラーゲン、ＩＩ型コラーゲンおよびＩＩＩ型コラーゲンならびにそれらの組合せからなる群から選択される、請求項７３に記載のプラグ。
前記天然に存在する化合物が多糖類である、請求項７１に記載のプラグ。
前記多糖類が、ヒアルロン酸、シクロデキストリン、ヒドロキシメチルセルロース、セルロースエーテルおよびデンプンからなる群から選択される、請求項７６に記載のプラグ。
前記天然に存在する化合物が、グリコサミノグリカンまたはプロテオグリカンである、請求項７１に記載のプラグ。
前記ポリエチレングリコールが、約１００ダルトンから約２０，０００ダルトンの分子量を有する、請求項７０に記載のプラグ。
前記親水性物質がコラーゲン性物質である、請求項６９に記載のプラグ。
前記コラーゲン性物質が、合成親水性ポリマーと化学的に結合体化されるコラーゲンを含む、請求項８０に記載のプラグ。
前記合成親水性ポリマーが、ポリエチレングリコールおよびポリビニルピロリドンからなる群から選択される、請求項８１に記載のプラグ。
患者の組織における開口部をシールする方法であって、以下：
（ａ）患者の組織における開口部に対して請求項５４に記載のプラグを配置する工程であって、その結果、該プラグが該開口部を覆うか、該開口部の周囲の外辺部に接触するか、またはその両方を行い、それによって、該プラグと該組織との間に界面を形成する、工程；および
（ｂ）閉鎖を形成するために、該患者の組織を該プラグに接着する工程、
を包含する、方法。
工程（ｂ）が、前記界面の周囲または前記界面の上に組織密封剤を導入する工程（ｂ’）を包含する、請求項８３に記載の方法。
前記密封剤がコラーゲン性物質を含む、請求項８４に記載の方法。
前記コラーゲン性物質がＰＥＧ−コラーゲンである、請求項８５記載の方法。
前記密封剤がポリエチレングリコールを含む、請求項８４に記載の方法。
工程（ｂ）が、工程（ｂ’）の後、前記密封剤を架橋する工程（ｂ’’）をさらに包含する、請求項８４に記載の方法。
前記組織密封剤が注入を介して適用される、請求項８４に記載の方法。
前記組織密封剤がスプレーとして適用される、請求項８４に記載の方法。
工程（ａ）および工程（ｂ）が同時に実施される、請求項８３に記載の方法。
請求項８３に記載の方法であって、工程（ａ）の後、さらなる組織を前記プラグと接触して配置する工程（ｂ’）をさらに包含し、その結果、該プラグが、該さらなる組織と前記開口部に結合された組織との間に、挿入される、方法。
（ｂ’）の後、前記さらなる組織を、前記開口部に結合された組織に接着させる工程をさらに包含する、請求項９２に記載の方法。
無縫合吻合方法であって、以下：
（ａ）第１終端、第２終端、第３終端、およびステントの内部を介して互いに流体連絡する各終端にある開口部を備える、ステントを提供する工程であって、該ステントは、約９０日まで、患者によって再吸収可能である非ポリグリコール酸物質から構成される、工程；
（ｂ）該ステントの該第１終端および該第２終端を、開口部を介して、患者の生理学的に機能する脈管の腔へ挿入する工程、および該ステントの該第３終端を導管へ挿入する工程であって、その結果、界面が、該開口部の周囲の該脈管と該バイパス導管との間に形成される、工程；ならびに
（ｃ）該導管を該脈管に装着させるために、該界面にて組織密封剤を適用する、工程、
を包含する、方法。
患者の組織における開口部をシールする、無縫合方法であって、以下：
（ａ）最大約９０日中で該患者によって再吸収可能である、固体非ポリグルコール酸物質から構成される、プラグを提供する、工程；
（ｂ）患者の組織における開口部に対して該プラグを配置する工程であって、その結果、該プラグが該開口部を覆うか、該開口部の周囲の外辺部に接触するか、またはその両方を行い、それによって、該プラグと該組織との間に界面を形成する、工程；ならびに
（ｃ）閉鎖を形成するために、該界面にて再吸収可能な密封剤を適用する、工程、
を包含する、方法。
無縫合吻合方法であって、以下：
（ａ）第１終端、第２終端、第３終端、およびステントの内部を介して互いに流体連絡する各終端にある開口部を備える、該ステントを提供する工程であって、該ステントは、約９０日まで、患者によって再吸収可能である物質から構成される、工程；
（ｂ）該ステントの該第１終端および該第２終端を、開口部を介して、患者の生理学的に機能する脈管の腔へ挿入する工程、および該ステントの該第３終端を導管へ挿入する工程であって、その結果、界面が、該開口部の周囲の該脈管と該バイパス導管との間に形成される、工程；ならびに
（ｃ）該導管を該脈管に接着させるために、該界面にて組織密封剤を適用する工程であって、その結果、該界面が、少なくとも約１．３Ｎ／ｃｍ^２の引張り強さ示す、工程、
を包含する、方法。