JPWO2017061616A1 - 生体吸収性ステープル - Google Patents

Abstract

生体内に留置した際に、破断し難い生体吸収性ステープル（１）を提供する。生分解性金属材料で形成したステープル（１）であって、前記ステープル（１）は、生体組織に刺し込む２本の刺入部（２）、縫合箇所を跨る架設部（３）、前記刺入部（２）と前記架設部（３）を連結する連結部（４）を含み、前記連結部（４）は、屈曲点を有しない湾曲部を含む形状に形成され、且つ、前記連結部（４）の頂部（４１）と頂部（４１）を結んだ線より、前記架設部（３）の少なくとも一部が刺入部（２）の先端側に位置する生体吸収性ステープル（１）を提供する。

Description

本発明は、生体吸収性ステープルに関し、特に、屈曲点を有さない形状とすることで、生体内に留置した際に、腐食による破断を起こり難くし、長期間にわたり縫合効果が得られるステープルに関する。

外科手術の際には、傷口を縫合する手段として糸が使用されてきたが、近年は、より早く且つ簡単に縫合することができ、更に、術後の縫合不全も手縫いと比較してほとんど変わらない手段として、ステープルが使用されている。ステープルは、皮膚、血管、腸管、骨や筋肉あるいは臓器等の様々な外科手術箇所で用いられている。また、体外から皮膚等に刺入れ縫合、或いは生体内で血管、腸管や臓器等を縫合した後に生体内に留置する等、縫合箇所に応じた方法で使用されている。

上記ステープルの内、生体内に留置するステープルとしては、ステンレス鋼、チタン、タンタル等の金属及び当該金属の表面にアモルファス状のダイヤモンド様のカーボン膜を形成した、ヒト体内において不溶性のステープルが知られている（特許文献１参照）。また、皮膚、筋膜または内部器官上の創傷を閉鎖するため、ヒト体内で可溶性の金属材料で作製したステープルも知られている（特許文献２参照）。

特開平５−１５４１８９号公報 特許第５０３６６９７号公報

上記特許文献１及び２に記載されているとおり、生体内に留置するステープルとしては、生体内で不溶性及び可溶性の両方が知られている。ところで、不溶性の材料は生体にとって異物になることから、術後長期間にわたり不溶性の材料を生体内に留置した場合、難治性の感染症が起こる場合がある。そのため、生体内に留置するステープルとしては、生体内で可溶性の材料で作製することが望ましいと考えられる。しかしながら、実際の医療の現場では、生体内に留置するステープルはチタン等の不溶性の材料で作製されたものがほとんどで、可溶性の材料で作製したステープルは殆ど用いられていないという問題がある。

本発明は、上記問題点を解決するためになされたもので、鋭意研究をおこなったところ、（１）生分解性の金属材料で作製したステープルを生体内に留置した場合、生体外から縫合した場合と異なり、ステープル全体が生体内成分により徐々に腐食する。その際に、ステープルの屈曲した箇所に生体組織を縫合するための力が集中するため、屈曲した箇所で破断し易くなること、（２）ステープルの２本の刺入部と縫合箇所を跨る架設部を連結するための連結部を、屈曲点を有しない湾曲部を含む形状に形成することで、生体組織を縫合するための力が分散されて特定箇所に力が集中しないため、ステープルが破断し難くなること、（３）架設部の少なくとも一部を、連結部の頂部と頂部を結んだ線より刺入部の先端側に位置するように形成することで、縫合箇所を２本の刺入部に加え架設部で押さえ付けることで縫合箇所を密着できること、を新たに見出した。

すなわち、本発明の目的は、生体内に留置した際に、破断し難い生体吸収性ステープルを提供することにある。

本発明は以下に示す生体吸収性ステープルに関する。

（１）生分解性金属材料で形成したステープルであって、
前記ステープルは、生体組織に刺し込む２本の刺入部、縫合箇所を跨る架設部、前記刺入部と前記架設部を連結する連結部を含み、
前記連結部は、屈曲点を有しない湾曲部を含む形状に形成され、且つ、
前記連結部の頂部と頂部を結んだ線より、前記架設部の少なくとも一部が刺入部の先端側に位置する生体吸収性ステープル。
（２）前記架設部の全てが、前記連結部の頂部と頂部を結んだ線より刺入部の先端側に位置する上記（１）に記載の生体吸収性ステープル。
（３）前記連結部のもっとも湾曲した部分が、曲率半径＝０．２７５ｍｍ以上である上記（１）又は（２）に記載の生体吸収性ステープル。
（４）前記生分解性金属材料が、マグネシウムを主成分とする合金から選択される上記（１）〜（３）の何れか一に記載の生体吸収性ステープル。
（５）前記生分解性金属材料の周りが、生分解性樹脂でコーティングされている上記（１）〜（４）の何れか一に記載の生体吸収性ステープル。

生体吸収性ステープルの連結部は、屈曲点を有しない湾曲部を含む形状に形成されていることから、生体内に留置しても破断し難い。したがって、縫合箇所を長期間にわたり密着することができる。

また、ステープルの連結部は屈曲点を有しない湾曲部を含む形状に形成されていることから、架設部の少なくとも一部を、連結部の頂部と頂部を結んだ線より刺入部の先端側に位置するように形成することができる。当該ステープルで縫合すると、縫合箇所を２本の刺入部に加え架設部で密着させることができるので、縫合箇所の密着効率を上げることができる。

図１は、ステープル１の実施形態の少なくとも一例を説明する図である。 図２は、「屈曲点」を説明するための図である。 図３（Ａ）〜（Ｄ）は、屈曲点を有しない湾曲部を含む形状の例を示す図である。 図４（Ａ）〜（Ｃ）は、ステープル１の実施形態の他の例を示す図である。 図５（Ａ）及び（Ｂ）はステープル１の実施形態に含まれない形状を示す図である。 図６（Ａ）及び（Ｂ）は、架設部３と連結部４との境界を説明する図で、図６（Ｃ）は、架設部３の他の例を示す図である。 図７は、ステープル１の実施形態の更に他の例を示す図である。 図８は、図面代用写真で、図８（Ａ）は実施例１、図８（Ｂ）は実施例２、図８（Ｃ）は実施例３、図８（Ｄ）は実施例４、図８（Ｅ）は実施例５で、異なる直径（曲率半径）のステンレス製棒に線材を押し付けながら１８０°曲げた後の写真である。 図９は、図面代用写真で、図９（Ａ）は実施例６で作製したステープルの写真、図９（Ｂ）は比較例１で作製したステープルの写真、図９（Ｃ）は腸管に穿刺した実施例６のステープルの写真、図９（Ｄ）は腸管に穿刺した比較例１のステープルの写真である。 図１０は、図面代用写真で、図１０（Ａ）は実施例７の術後１週間のＨＥ染色した切片の写真（２０倍拡大）、図１０（Ｂ）は実施例７の術後１週間のＨＥ染色した切片の写真（２００倍拡大）である。図１０（Ｃ）は比較例２の術後１週間のＨＥ染色した切片の写真（２０倍拡大）、図１０（Ｄ）は比較例２の術後１週間のＨＥ染色した切片の写真（２００倍拡大）である。 図１１は、図面代用写真で、図１１（Ａ）は実施例７の術後２週間のＨＥ染色した切片の写真（４０倍拡大）、図１１（Ｂ）は実施例７の術後２週間のＨＥ染色した切片の写真（１００倍拡大）である。図１１（Ｃ）は比較例２の術後２週間のＨＥ染色した切片の写真（４０倍拡大）、図１１（Ｄ）は比較例２の術後２週間のＨＥ染色した切片の写真（１００倍拡大）である。 図１２は、図面代用写真で、図１２（Ａ）は実施例７の術後４週間のＨＥ染色した切片の写真（１００倍拡大）、図１２（Ｂ）は実施例７の術後４週間のＨＥ染色した切片の写真（４００倍拡大）である。図１２（Ｃ）は比較例２の術後４週間のＨＥ染色した切片の写真（１００倍拡大）、図１２（Ｄ）は比較例２の術後４週間のＨＥ染色した切片の写真（４００倍拡大）である。

以下に、ステープルの実施形態について詳しく説明する。図１は、ステープルの実施形態の一例を説明する図である。図１に示すステープル１は、外科手術等により縫合が必要な箇所の生体組織に刺し込む２本の刺入部２、縫合箇所を跨る架設部３、刺入部２と架設部３を連結する２つの連結部４を含んでいる。

連結部４は、屈曲点を有しない湾曲部を含む形状に形成されている。なお、本願において「屈曲点」とは、図２に示すように、線材を特定の箇所を中心に折り曲げた際の折り曲げ中心箇所５を意味し、折り曲げ中心箇所５を有しない滑らかな局面が続く湾曲部とは異なる。本願では、「屈曲点」を含まないことから、縫合箇所を密着するための力がステープルの特定箇所に集中し難くなり、その結果、生体内で腐食作用を受けても破断し難くなる。

また、本願の「屈曲点を有しない湾曲部を含む形状」とは、屈曲点を含まず、且つ、湾曲部を含むことで刺入部２と架設部３とを連結することができる全ての形状を意味する。例えば、図３（Ａ）に示すように、連結部４の全体が滑らかに連続して同一方向に湾曲している形状、図３（Ｂ）に示すように、連結部４の一部又は全部が波状部分を含み、連結部４が全体としては同一方向に湾曲している形状、図３（Ｃ）に示すように、連結部４が直線部分と湾曲部分を含んでいる形状が挙げられる。なお、図示は省略するが、図３（Ｂ）に示す形状の連結部４の一部に直線部分を含んでいてもよい。また、図３（Ａ）〜（Ｃ）に示す形状の連結部４は、刺入部２からステープル１の内側方向に徐々に湾曲しているが、図３（Ｄ）に示すように、刺入部２からステープル１の外側方向に先ず湾曲し、次いで、ステープル１の内側方向に徐々に湾曲するようにしてもよい。また、図示は省略するが、図３（Ｄ）に示す形状の連結部４の場合も、図３（Ｂ）に示すように一部又は全部が波状部分、図３（Ｃ）に示すような直線部分を含んでいてもよい。なお、図３は、本願のステープル１の具体的形状の例示であって、図３に示す例に限定されるものではない。「屈曲点を有しない湾曲部を含む形状」であれば、図示しない形状であってもよい。

なお、実施形態に係るステープル１は、ステープラーのカートリッジに入れ、ステープル１を押し出して生体組織に穿刺する。図３（Ｄ）に示す形状のステープル１も使用可能ではあるが、連結部４がステープル１の外側にせり出していると、刺入部２がカートリッジの壁面から離れてしまう。そのため、穿刺時の安定性との観点からは、図３（Ａ）〜（Ｃ）に示すように、連結部４が刺入部２からステープル１の内側方向に徐々に湾曲している形状の方が好ましい。

架設部３は、一方の連結部４の頂部４１及び他方の連結部４の頂部４１を結んだ線（図１中の点線）より、少なくとも一部が刺入部２の先端２１側に位置している。なお、本願において、「頂部」とは、図１に示すとおり、刺入部２の２つの先端２１を結んだ線から最も距離Ｈがある箇所を意味する。

図１は、架設部３の全てが頂部４１と頂部４１を結んだ線より刺入部２の先端２１側に位置している例を示しているが、上記の架設部３と頂部４１の位置関係を満たせば特に制限は無い。図４は、ステープル１の実施形態の他の例を示しており、図４（Ａ）は架設部３を波形状で形成し、波の一つが頂部４１を結んだ線より先端２１とは反対側に突出、図４（Ｂ）は架設部３を波形状で形成し、波の全てが頂部４１を結んだ線より先端２１側に突出、図４（Ｃ）は架設部３を波形状で形成し、複数の波が頂部４１を結んだ線より先端２１とは反対側に突出、している例を示している。架設部３の形状は、縫合する箇所の形状に応じて適宜決めればよい。

また、図５は、ステープル１の実施形態に含まれない例を示している。当該技術分野においては、図５（Ａ）に示す略Ｕ字型や、図５（Ｂ）に示す略コ字状のステープルが知られている。しかしながら、図５（Ａ）及び（Ｂ）に示す形状のステープルは、連結部４の頂部４１と頂部４１を結んだ線より、架設部３のいずれの部分も刺入部２の先端２１側に位置していないことから、ステープル１の実施形態には含まれない。

図６は、架設部３と連結部４との境界を説明する図である。図６（Ａ）に示すように、連結部４の全体が滑らかに同一方向に湾曲している場合、連結部４の任意の２点を円弧とする仮想円の中心点Ｒは、何れもステープル１の内側になる。連結部４が直線部分を含んでいる場合でも、Ｒがステープル１の外側になることは無い。一方、架設部３の一部は、頂部４１と頂部４１を結んだ線より先端２１側にあるため、任意の２点を円弧とする仮想円の中心点Ｒはステープル１の外側になる部分がある。架橋部３と連結部４との境界は、円弧の中心点が反転する箇所と定義すればよい。一方、図６（Ｂ）に示すように、連結部４が波状部分を含む場合、仮想円の中心点Ｒはステープル１の内側及び外側の両方に位置する。その場合、円弧の中心点がステープル１の内側から外側に反転する最後の箇所を架設部３と連結部４との境界と定義すればよい。なお、架設部３と連結部４との境界は上記のように定義されるので、例えば、図６（Ｃ）に示すように、架設部３が略Ｕ字状の形状もステープル１の実施形態に含まれる。

図７は、ステープル１の実施形態の更に他の例を示している。ステープル１の刺入部２は、生体組織に穿刺し易くするため、ほぼ直線状となっている。そのため、刺入部２を穿刺した後に連結部４が生体組織に当接すると、ステープル１がほぼ直線から徐々に曲がるためステープル１を生体組織に穿刺し難くなる。そのため、図７に示すように、架設部３の少なくとも一部を、連結部４の頂部４１と頂部４１を結んだ線より更に刺入部２の先端２１側である刺入部２と連結部４の境界２４を結んだ線２５より刺入部２の先端２１側に位置するように形成してもよい。図７に示す実施形態の場合、架設部３が縫合箇所により当接し易くなることから、縫合箇所の密着効率を上げることができる。刺入部２と連結部４との境界は、刺入部２が湾曲し始める場所とすればよい。

上記のとおり、各々の実施形態に示すステープル１は、屈曲点を有さないことを特徴としているが、ステープル１の特定箇所に負荷がかからないようにするためには、湾曲部の曲率半径を大きくすることが好ましい。なお、本願において「曲率半径」とは、連結部４の湾曲部の任意の２点を円弧とする仮想円の半径を意味する。連結部４の曲率半径は、０．１ｍｍ以上が好ましく、０．２７５ｍｍ以上がより好ましく、０．４ｍｍ以上が更に好ましい。また、連結部４と架設部３、連結部４と刺入部２との境界部分についても、上記と同様の曲率半径とすることが好ましい。連結部４を波形状にする場合は、上記の曲率半径となるように、振幅を小さくすればよい。なお、架設部３を波形状とする場合も、上記と同様の曲率半径となるようにすればよい。

また、各々の実施形態に示すステープル１が用いられる縫合箇所に特に制限は無く、縫合箇所の厚み等に応じた大きさのステープルを用いればよい。ステープル１の大きさは、例えば、縦幅（刺入部２の先端から架設部３の距離）が２〜５ｍｍ（生体組織に穿刺した後の縦幅は０．５ｍｍ〜３ｍｍ）、横幅（刺入部２と刺入部２との間隔）が１ｍｍ〜５ｍｍ程度のものが例示できるが、上記のとおり、サイズについては、縫合箇所に応じて適宜調整すればよい。

各々の実施形態に示すステープル１は、生体内に留置した際に生分解する金属材料であれば、特に制限は無い。例えば、生分解性金属材料としては、純マグネシウムまたはマグネシウム合金、純カルシウムまたはカルシウム合金、純亜鉛または亜鉛合金などが使用される。好ましくは、純マグネシウムまたはマグネシウム合金である。マグネシウム合金としては、マグネシウムを主成分とし、Ｈ、Ｃ、Ｎ、Ｏ、Ｎａ、Ｐ、Ｋ、Ｃａ、Ｆｅ、Ｂ、Ａｌ、Ｓｉ、Ｖ、Ｃｒ、Ｍｎ、Ｚｎからなる体内必須元素、もしくはＳｃ、Ｙ、Ｌａ、Ｃｅ、Ｎｄ、Ｓｍ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｙｂからなる希土類元素から選択される少なくとも１つの元素を含有するものが好ましい。

また、各々の実施形態に示すステープル１は、生分解性金属材料のみで作製してもよいが、生分解性金属材料の周りを、生分解性樹脂でコーティングしてもよい。生分解性樹脂でコーティングすることで、生体内に留置した際のステープル１の腐食の進行を調整することができる。生分解性樹脂としては、生体内で酵素的、非酵素的に分解され、分解物が毒性を示さないものであれば特に限定されない。例えば、ポリ乳酸、ポリグリコール酸、ポリ乳酸−ポリグリコール酸共重合体、ポリカプロラクトン、ポリ乳酸−ポリカプロラクトン共重合体、ポリオルソエステル、ポリホスファゼン、ポリリン酸エステル、ポリヒドロキシ酪酸、ポリリンゴ酸、ポリα−アミノ酸、コラーゲン、ゼラチン、ラミニン、ヘパラン硫酸、フィブロネクチン、ビトロネクチン、コンドロイチン硫酸、ヒアルロン酸、ポリヒドロキシブチレイト吉草酸、ポリサリチル酸、ポリペプチド、多糖類、キチン、キトサンなどが挙げられる。

また、生分解性金属材料、又は生分解性金属材料をコーティングしている生分解性樹脂は、生理活性物質を担持しているものであってもよい。生理活性物質は、生分解性金属材料又は生分解性樹脂の表面に担持されていれば特に制限は無く、例えば、生理活性物質を溶剤等に溶解し、塗布すればよい。

生理活性物質としては、治療等に用いられている公知の医薬品であれば特に制限は無い。例えば、体内に留置するステープルは生体にとっては異物であるため、抗炎症剤、抗生物質、抗アレルギー剤等を担持することで、術後の炎症等を抑制することができる。また、縫合箇所が血管であれば止血剤等、縫合箇所が癌であれば抗がん剤等を担持してもよい。

各々の実施形態に示すステープル１は、上記のとおり、連結部４が屈曲点を有しない湾曲部を含む形状に形成されていれば、製造方法は特に制限は無い。例えば、少なくとも連結部４及び架設部３の形状に対応した金型を作製し、生分解性金属材料で作製した薄板をプレス成型すればよい。又は、刺入部２、連結部４及び架設部３の形状の金型を作製し、溶融した生分解性金属材料を射出成形すればよい。なお、刺入部２の先端部分は、生体組織に穿刺し易くするためにテーパー状にしてもよい。先端をテーパー状にするためには、プレスや射出成形用の鋳型を調整、又はプレス等で作製したステープをせん断もしくは研削すればよい。

各々の実施形態に示すステープル１は、公知の生体組織用のステープラーのカートリッジにセットして用いればよい。なお、各々の実施形態に示すステープル１は、連結部４が架設部３より刺入部２の先端側に位置しているため、カートリッジの連結部４に当接する部分が直線形状であると連結部の少なくとも一部は当該部分から離れることになる。そのため、ステープラーのステープルを押圧する部分が従来のコ字状のものを用いると、連結部４の頂部４１に押圧力が集中してしまう恐れがある。そのため、各々の実施形態に示すステープル１を用いるステープラーの押圧部は、連結部４と架設部３に適合する形状とすることが好ましい。

以下に実施例を掲げ、実施形態を具体的に説明するが、この実施例は単にその具体的な態様の参考のために提供されているものである。これらの例示は本願のステープル１の実施形態の特定の具体的な態様を説明するためのものであるが、本願で開示する実施形態の範囲を限定したり、あるいは制限することを表すものではない。

＜実施例１〜５＞
［合金線材の作製］
マグネシウム（Ｍｇ）、ネオジウム（Ｎｄ）、イットリウム（Ｙ）及びジルコニウム（Ｚｒ）を、重量％で９５．６％Ｍｇ−３．０％Ｎｄ−１．０％Ｙ−０．４％Ｚｒとなるように、それぞれの純金属を高周波誘導加熱用グラファイト坩堝に入れ、高周波溶解炉チャンバー内の高周波コイル内部に設置した。次に、チャンバー内を真空引きした後、大気圧になるまでヘリウムガスを充填し、坩堝を７５０℃まで加熱し、坩堝内の金属が全て溶融するのを確認した上で１０分間保持し、その後、直ちに坩堝内の溶融物を予め高周波コイルの前面に設置しておいた円柱タイプの銅製鋳型に鋳込んだ。一定時間冷却した後、この鋳型から円柱状の上記合金インゴットを得た。

得られた合金インゴットは、温度４００℃、押出し比１５、押出し速度６０ｍｍ／ｍｉｎの条件で熱間押出し成形し、外径１７ｍｍの棒材となるように加工した。そして、この合金棒材からビレット（外径１０ｍｍ×長さ２５ｍｍ）を切り出し、温度４００℃、押出し比２８の条件で熱間押出し成形を行い外径１．９ｍｍの合金線材を得た。

次に、合金線材を引き抜きダイスに挿入し、常温で引抜き加工を行った。引抜き加工の前後の合金線断面の減面率は３０％以下となるように調整し、引抜き加工後には４００℃×３０ｍｉｎの焼鈍を行った。そして、合金線材の線径が０．２５ｍｍになるまで、引抜き加工、焼鈍を繰り返し行った。

得られた線径０．２５ｍｍの合金線材を長さ２５ｍｍに切断し、以下の直径（曲率半径）のステンレス製棒に押し付けながら１８０°曲げた。
・実施例１：直径０．２ｍｍ（曲率半径＝０．１ｍｍ）
・実施例２：直径０．５５ｍｍ（曲率半径＝０．２７５ｍｍ）
・実施例３：直径０．８ｍｍ（曲率半径＝０．４ｍｍ）
・実施例４：直径１．０ｍｍ（曲率半径＝０．５ｍｍ）
・実施例５：直径１．５ｍｍ（曲率半径＝０．７５ｍｍ）

図８（Ａ）は実施例１、図８（Ｂ）は実施例２、図８（Ｃ）は実施例３、図８（Ｄ）は実施例４、図８（Ｅ）は実施例５で、１８０°曲げた後の写真である。なお、試料は各々３本作製して、上記の曲率半径で曲げた。表１に示すように、１８０°曲げた際に、実施例１の試料（合金線材）は曲げ加工部に亀裂が認められたが（破断はしていない）、実施例２〜５の試料は曲げ加工部に亀裂は認められなかった。

［浸漬実験］
次に、生体内を模した浸漬実験系を作製し、実施例１〜５の試料を浸漬実験系に浸漬した際の腐食変化について調べた。
先ず、実施例１〜５の試料を、０．５％硝酸水溶液に２０秒間浸漬し、酸洗浄を行った後、純水、アセトンの順で超音波洗浄を各１分間施し、乾燥した。
次に、牛血清（ニュージーランド産；Ｔｈｅｒｍｏ Ｆｉｓｈｅｒ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ社製Ｇｉｂｃｏ）１０ｍｌを試験管に入れて浸漬実験系を作製した。そして、上記処理を施した試料を試験管に入れ、３７℃に保たれた恒温槽内で試験管を保持し、浸漬時間３、６、９ｈで腐食状態を観察した。結果を表１に示す。浸漬時間が進むにつれ曲げ部での腐食破断が生じ、曲率半径が小さくなるほどその傾向が強く見受けられた。しかしながら、曲率半径＝０．４ｍｍ以上では特に大きな差は見受けられなかった。

［穿刺実験］
＜実施例６＞
上記実施例１〜５に記載と同様の手順で得られた線径０．２５ｍｍの合金線材を、プレス加工により３ｍｍ（左右の刺入部２と連結部４の境界２４を結んだ距離）×２．５ｍｍ（刺入部２と連結部４の頂部４１までの長さ）のステープル形状に加工した。ステープルの刺入部２の先端は、刺入方向に対しステープル内側に向かって４５度の角度でテーパー加工を施した。また、連結部４の曲率半径は０．５ｍｍとした。架設部３の長さは２．５ｍｍであった。次に、直径０．５ｍｍのステンレス製棒を加工したステープルの架設部３に押付けることによって、架設部４が連結部４の頂部４１より刺入部２の先端２１側に曲率半径０．２５ｍｍの凹みを有するステープルを作製した。図９（Ａ）は作製したステープルの写真である。

次に、作製したステープルを、豚肉を詰めた腸管に穿刺した。図９（Ｃ）は、腸管に穿刺したステープルの写真である。

＜比較例１＞
実施例６において、直径０．５ｍｍのステンレス製棒をステープルの架設部３に押付けず、プレス加工した状態のステープルを比較例１とした以外は、実施例６と同様に腸管に穿刺した。図９（Ｂ）は比較例１のステープルの写真、図９（Ｄ）は腸管に穿刺したステープルの写真である。

図９（Ａ）〜（Ｄ）から明らかなように、架設部が連結部頂部より刺入部先端側に位置するステープルは、縫合箇所に密着していることが確認された。一方、比較例１のステープルは連結部で止まり、架設部が縫合箇所に密着するに至らなかった。
以上の結果より、ステープルの連結部が屈曲点を有しない湾曲部を含む形状に形成されると、生体内で破断し難くなり、更に、連結部の頂部と頂部を結んだ線より架設部の少なくとも一部が刺入部の先端側に位置することで、縫合箇所を長期間にわたり密着できることが明らかとなった。

［動物体内での縫合実験］
＜実施例７＞
実施例１の原料に代え、マグネシウム（Ｍｇ）、レアアース（ＲＥ；Ｎｄを主成分とするミッシュメタル）、イットリウム（Ｙ）を、重量％で９６％Ｍｇ−３．０％ＲＥ−１．０％Ｙとなるように用いた以外は、実施例１と同様の手順で合金線材を作製し、次いで、線径０．２５ｍｍの線材を、プレス加工により３ｍｍ（左右の刺入部２と連結部４の境界２４を結んだ距離）×２．５ｍｍ（刺入部２と連結部４の頂部４１までの長さ）のステープル形状に加工した。ステープルの刺入部２の先端は、刺入方向に対しステープル内側に向かって４５度の角度でテーパー加工を施した。
次に、作製したステープルを用い、以下の手順により動物体内で縫合を行い病理所見の検討を行った。
（１）全身麻酔下で豚３頭を開腹し、回腸末端から５０ｃｍの部位を縫合器（エチコン（ジョンソン・エンド・ジョンソン）社製；Ｐｏｗｅｒｅｄ ＥＣＨＥＬＯＮ ＦＬＥＸ）を用いて小腸機械縫合した。
（２）術後、１週間、２週間、４週間飼育した後開腹し、縫合部周囲の病理所見を観察した。病理所見は、縫合部の周囲の肉眼観察と、ＨＥ染色により観察した。ＨＥ染色は、以下の手順で行った。
（ａ）研磨標本を脱樹脂後、水洗した。
（ｂ）ワイゲルト鉄ヘマトキシリン液に６０分浸漬した。
（ｃ）水洗後、エオジン液に７分浸漬した。
（ｄ）エタノールで脱水し、キシレンで透徹後、封入した。

図１０（Ａ）は術後１週間のＨＥ染色した切片の写真（２０倍拡大）、図１０（Ｂ）は術後１週間のＨＥ染色した切片の写真（２００倍拡大）、図１１（Ａ）は術後２週間のＨＥ染色した切片の写真（４０倍拡大）、図１１（Ｂ）は術後２週間のＨＥ染色した切片の写真（１００倍拡大）、図１２（Ａ）は術後４週間のＨＥ染色した切片の写真（１００倍拡大）、図１２（Ｂ）は術後４週間のＨＥ染色した切片の写真（４００倍拡大）である。

＜比較例２＞
実施例７のステープルに代えチタン製ステープル（エチコン（ジョンソン・エンド・ジョンソン）社製；ＥＣＲ４５Ｗ）を用い、実施例７とずらした位置（胃幽門部から５０ｃｍ）で小腸機械縫合した以外は実施例７と同時に小腸縫合を行った。病理所見の観察は、実施例７と同様の手順で行った。

図１０（Ｃ）は術後１週間のＨＥ染色した切片の写真（２０倍拡大）、図１０（Ｄ）は術後１週間のＨＥ染色した切片の写真（２００倍拡大）、図１１（Ｃ）は術後２週間のＨＥ染色した切片の写真（４０倍拡大）、図１１（Ｄ）は術後２週間のＨＥ染色した切片の写真（１００倍拡大）、図１２（Ｃ）は術後４週間のＨＥ染色した切片の写真（１００倍拡大）、図１２（Ｄ）は術後４週間のＨＥ染色した切片の写真（４００倍拡大）である。

図１０（Ａ）〜（Ｄ）及び肉眼観察から、術後１週間の時点で以下の病理所見が得られた。
（ａ）実施例７（Ｍｇステープル）及び比較例２（Ｔｉステープル）とも金属周囲に炎症細胞浸潤を認めたが、その影響は比較的狭い範囲にとどまっていた。
（ｂ）Ｍｇステープル及びＴｉステープルとも金属周囲の炎症は粘膜から漿膜面へ及んでいた。炎症の度合いは同程度であった。
（ｃ）Ｔｉステープルの方が、金属を中心に好中球・好酸球・リンパ球による炎症波及が強かった。

図１１（Ａ）〜（Ｄ）及び肉眼観察から、術後２週間の時点で以下の病理所見が得られた。
（ｄ）Ｍｇステープル及びＴｉステープルとも比較的強い炎症細胞浸潤を標本全体に認めた。金属片とある程度離れていてるところにも炎症の波及が認められた。
（ｅ）Ｍｇステープル及びＴｉステープルとも金属周囲の炎症は粘膜から漿膜面へ及んでいた。炎症の度合いは同程度であった。
（ｆ）Ｔｉステープルの方が、金属を中心に好中球・好酸球・リンパ球による炎症波及が強かった。

図１２（Ａ）〜（Ｄ）及び肉眼観察から、術後４週間の時点で以下の病理所見が得られた。
（ｇ）Ｍｇステープル及びＴｉステープルとも同程度に比較的強い炎症細胞浸潤を標本全体に認めた。また、金属片とある程度離れていてるところにも炎症の波及が認められた。（ｈ）Ｔｉステープルの方が、金属を中心に好中球・好酸球・リンパ球による炎症波及が強かった。

実施例７及び比較例２より、Ｍｇステープル及びＴｉステープルとも、術後１週間までは金属片の埋込に伴う局所の炎症性変化は、金属片のごく近傍（周囲のみ）に留まっており、炎症の度合いは両者で同程度であった。そして、術後４週間の間で、Ｍｇステープル及びＴｉステープルとも、比較的強い炎症細胞浸潤を組織全体に認め、炎症は金属片から比較的離れたところにも認められた。しかしながら、Ｔｉステープルと比較すると、Ｍｇステープルの方が好中球・好酸球・リンパ球による炎症波及が弱いことが明らかとなった。以上の結果より、生体内に留置するステープルの材料として、生分解性金属材料の方が好ましいことを確認した。

本願で開示する実施形態のステープルを用いると、縫合箇所を長期間にわたり密着することができる。したがって、医療機関における手術に有用である。

Claims (5)

1. 生分解性金属材料で形成したステープルであって、
   前記ステープルは、生体組織に刺し込む２本の刺入部、縫合箇所を跨る架設部、前記刺入部と前記架設部を連結する連結部を含み、
   前記連結部は、屈曲点を有しない湾曲部を含む形状に形成され、且つ、
   前記連結部の頂部と頂部を結んだ線より、前記架設部の少なくとも一部が刺入部の先端側に位置する生体吸収性ステープル。
2. 前記架設部の全てが、前記連結部の頂部と頂部を結んだ線より刺入部の先端側に位置する請求項１に記載の生体吸収性ステープル。
3. 前記連結部のもっとも湾曲した部分が、曲率半径＝０．２７５ｍｍ以上である請求項１又は２に記載の生体吸収性ステープル。
4. 前記生分解性金属材料が、マグネシウムを主成分とする合金から選択される請求項１〜３の何れか一項に記載の生体吸収性ステープル。
5. 前記生分解性金属材料の周りが、生分解性樹脂でコーティングされている請求項１〜４の何れか一項に記載の生体吸収性ステープル。