WO2016114216A1 - 生分解性ステント - Google Patents

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WO2016114216A1
WO2016114216A1 PCT/JP2016/050373 JP2016050373W WO2016114216A1 WO 2016114216 A1 WO2016114216 A1 WO 2016114216A1 JP 2016050373 W JP2016050373 W JP 2016050373W WO 2016114216 A1 WO2016114216 A1 WO 2016114216A1
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WO
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stent
biodegradable
drug coating
polymer
coating portion
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PCT/JP2016/050373
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隆 熊澤
上條　治彦
名倉　裕晶
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テルモ株式会社
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    • A61L2300/40—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices characterised by a specific therapeutic activity or mode of action
    • A61L2300/416—Anti-neoplastic or anti-proliferative or anti-restenosis or anti-angiogenic agents, e.g. paclitaxel, sirolimus

Definitions

  • the present invention relates to a biodegradable stent that is a medical device.
  • a stent is a medical device used to expand a stenosis or occlusion site and secure a lumen in order to treat various diseases caused by stenosis or occlusion of a lumen such as a blood vessel.
  • a biodegradable stent having a drug coating portion is known (see Patent Document 1 below).
  • a stent composed of a non-biodegradable metal or the like does not spontaneously decompose after being placed in the living body, it will remain in the living body unless it is removed. For this reason, at the time of the treatment using a stent, there are concerns about safety against long-term indwelling and a burden on a living body.
  • a biodegradable stent is configured to be naturally decomposed and absorbed in a living body after a predetermined indwelling period has elapsed. Are advantageous over non-biodegradable stents.
  • the retention force (radial force) is large to some extent in order to keep the lumen to be treated expanded in a predetermined period after the start of placement.
  • the drug coating part dissolves (releases) the drug and develops the desired drug effect. After that, it is preferable to decompose and disappear as soon as possible.
  • the present invention provides a high therapeutic effect in which the relationship between the decomposition / absorption period of the drug coating portion, the period during which the expansion retention force of the stent substrate constituting the stent body is maintained, and the decomposition / absorption period of the stent substrate is defined.
  • An object is to provide a degradable stent.
  • a biodegradable stent according to the present invention that achieves the above object is a biodegradable stent that is decomposed and absorbed in vivo, and is composed of a biodegradable material, and a stent base that is expanded and deformed in vivo.
  • a biodegradable drug coating portion formed on the stent substrate, and the drug coating portion has an expansion holding force that causes the stent substrate that has undergone diameter expansion deformation to act on the inner wall of a lumen in a living body. Is maintained within the expansion maintenance period, and is decomposed and absorbed before 60% of the decomposition and absorption period until the stent substrate is decomposed and absorbed after being placed in the living body.
  • a biodegradable stent is a biodegradable stent that is decomposed and absorbed in vivo, and is composed of a biodegradable material, and a stent base that is expanded and deformed in vivo.
  • the desired drug effect is exhibited by the drug coating portion and the drug coating portion is decomposed and absorbed during the expansion maintenance period in which the stent base body maintains the expansion holding force (radial force).
  • the drug-coated portion is rapidly decomposed and absorbed before the stent substrate is decomposed and absorbed after the desired drug effect is expressed, while the stent substrate has a predetermined amount even after the drug-coated portion is decomposed and absorbed. Maintain extended retention force over time. Therefore, according to the present invention, there is provided a biodegradable stent that can suitably maintain a state in which the lumen is expanded over a desired period of time and has an improved therapeutic effect due to appropriate expression of medicinal effects. can do.
  • FIG. 2 is an enlarged cross-sectional view showing a part of the strut of the stent according to the embodiment
  • (A) is a cross-sectional view showing a configuration example in which a drug coating portion is formed only on the outer surface of the strut.
  • B) is a cross-sectional view showing a configuration example in which drug coating portions are formed on the outer surface and side surfaces of the struts.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating a relationship between the indwelling period of the stent according to the embodiment, the remaining amount of each component, and the transition of the expansion holding force.
  • FIG. 4 is a view for explaining the operation of the stent according to the embodiment, and is a cross-sectional view schematically showing a state in which the stent is inserted into a lumen (blood vessel).
  • 5A and 5B are diagrams for explaining the operation of the stent according to the embodiment, in which FIG. 5A is a cross-sectional view schematically showing the stent in a state where it is placed in a lumen, and FIG. It is sectional drawing which expands and shows the 5B part shown to 5 (A).
  • FIG. 6A and 6B are diagrams for explaining the operation of the stent according to the embodiment, in which FIG. 6A is a cross-sectional view schematically showing the stent in a state of being placed in a lumen, and FIG. It is sectional drawing which expands and shows 6B part shown to 6 (A).
  • 7A and 7B are diagrams for explaining the operation of the stent according to the embodiment, in which FIG. 7A is a cross-sectional view schematically showing the stent in a state where it is placed in the lumen, and FIG. It is sectional drawing which expands and shows the 7B part shown to 7 (A).
  • 8A and 8B are diagrams for explaining the operation of the stent according to the embodiment, in which FIG.
  • FIG. 8A is a cross-sectional view schematically showing the stent in a state where it is placed in a lumen
  • FIG. It is sectional drawing which expands and shows the 8B part shown to 8 (A).
  • 9A and 9B are diagrams for explaining the operation of the stent according to the embodiment, in which FIG. 9A is a cross-sectional view schematically showing the stent in a state where it is placed in the lumen, and FIG. It is sectional drawing which expands and shows 9B part shown to 9 (A).
  • FIG. 1 and FIG. 2 are diagrams for explaining the configuration of the stent according to the embodiment.
  • FIG. 3 shows the relationship between the indwelling period of the stent according to the embodiment, the remaining amount of each component, and the transition of the expansion holding force.
  • FIGS. 4 to 9 are diagrams for explaining the operation of the stent according to the embodiment.
  • the longitudinal direction of the stent (the left-right direction in FIG. 1B) is referred to as the axial direction indicated by the axis M.
  • each part of the stent 10 will be described.
  • the configuration of the stent 10 described with reference to the drawings is merely an example, and the stent of the present invention is not limited to the shape and structure (for example, the arrangement and design of struts) described here.
  • a stent 10 As shown in FIGS. 1A and 1B, a stent 10 according to this embodiment includes a stent base body (stent body portion) 30 in which coil-shaped struts (linear components) 41 that are integrally connected are formed. And has a substantially cylindrical outer shape having a predetermined length in the axial direction as a whole.
  • the stent 10 is placed in a lumen (eg, blood vessel, bile duct, trachea, esophagus, other gastrointestinal tract, urethra, etc.) in a living body, and treats a stenosis or occlusion site by expanding the lumen lumen.
  • a lumen eg, blood vessel, bile duct, trachea, esophagus, other gastrointestinal tract, urethra, etc.
  • the stent 10 is configured as a so-called balloon expandable stent (balloon expandable stent) that is expanded and deformed by a balloon provided in a balloon catheter.
  • the stent 10 may be configured as a self-expanding stent that self-expands so that the stent base 30 has a predetermined diameter-expanded shape that has been previously memorized after the start of placement.
  • the stent 10 is a biodegradable stent that is decomposed and absorbed in vivo.
  • the stent substrate 30 included in the stent 10 is made of a biodegradable material, and is placed in a state in which the diameter is expanded and deformed in a living body (see FIG. 5).
  • the strut 41 extends in a spiral shape around the axial direction (circumferential direction) of the stent base 30 while being folded back in a wave shape in the axial direction (longitudinal direction) of the stent base 30.
  • a plurality of spiral portions 43 and endless annular portions 51 and 52 disposed at both axial end portions of the stent substrate 30.
  • the spiral portion 43 and the annular portions 51 and 52 are formed integrally with the stent base 30 so as to constitute a part of the stent base 30.
  • the adjacent spiral portions 43 are connected to each other via a predetermined connection portion 60 made of a polymer material or the like.
  • Each annular part 51, 52 is connected to the adjacent spiral part 43 via a link part 53.
  • the link portion 53 is integrally formed with the stent base 30 together with the spiral portion 43 and the annular portions 51 and 52.
  • the spiral portion 43 provided in the strut 41 includes a pair of linear portions 45a and 45b extending at a predetermined angle with respect to the axial direction of the stent base 30 and a pair of straight lines.
  • a curved portion (folded portion) 48 provided between the shaped portions 45a and 45b is formed.
  • the straight portions 45a and 45b and the curved portion 48 are formed so as to repeat over a predetermined length, thereby forming one spiral portion 43.
  • the spiral portion 43 is formed in the axial direction of the stent base 30. By providing a plurality in series, the entire stent 10 forms one spiral.
  • the number of the spiral parts 43, the number of the curved parts 48, the number of the connection parts 60, etc. are not specifically limited.
  • FIG. 2A and 2B show a cross section of the strut 41.
  • the stent 10 includes a biodegradable drug coating portion 70 formed on the strut 41 and an adhesion improvement portion (adhesion improvement layer) 80 formed between the strut 41 and the drug coating portion 70.
  • the drug coating portion 70 may not be formed on the inner surface 41a of the strut 41, but may be formed on a part of the outer surface 41b of the strut 41 and the side surface 41c of the strut 41.
  • it can be formed only on the outer surface 41 of the strut 41.
  • the adhesion improving portion 80 is formed on the outer surface 41b and the side surface 41c of the strut 41 in the same manner as the drug coating portion 70.
  • the coating part 70 is formed only on the outer surface 41 b of the strut 41, it is formed only on the outer surface 41 b of the strut 41, similarly to the drug coating part 70.
  • Both the stent substrate 30 and the drug coating portion 70 contain a biodegradable (co) polymer.
  • the biodegradable (co) polymer that can be used for the stent substrate 30 and the drug coating portion 70 is not particularly limited, and is disclosed in JP 2011-528275 A, JP 2008-514719 A, and International Publication No. 2008-.
  • Known biodegradable (co) polymers such as those described in No. 1952 and JP-T-2004-509205 can be used. Specifically, (1) selected from the group consisting of aliphatic polyester, polyester, polyanhydride, polyorthoester, polycarbonate, polyphosphazene, polyphosphate ester, polyvinyl alcohol, polypeptide, polysaccharide, protein, and cellulose.
  • Polymers (2) A copolymer composed of one or more monomers constituting the above (1). That is, the stent substrate 30 and the drug coating part 70 are each independently an aliphatic polyester, polyester, polyanhydride, polyorthoester, polycarbonate, polyphosphazene, polyphosphate ester, polyvinyl alcohol, polypeptide, polysaccharide, protein. , A polymer selected from the group consisting of cellulose, and at least one biodegradable (co) polymer selected from the group consisting of a copolymer composed of one or more monomers constituting the polymer It is preferable to contain.
  • biodegradable (co) polymer the polymer and copolymer are collectively referred to as “biodegradable (co) polymer”.
  • the aliphatic polyester is not particularly limited, and examples thereof include polylactic acid (PLA) such as poly-L-lactic acid, poly-D-lactic acid, poly-DL-lactic acid, and polyglycolic acid (PGA). ), Polyhydroxybutyric acid, polyhydroxyvaleric acid, polyhydroxypentanoic acid, polyhydroxyhexanoic acid, polyhydroxyheptanoic acid, polycaprolactone, polymethylene carbonate, polydioxanone, polymalic acid, polyethylene adipate, polyethylene succinate, polybutylene adipate, poly Examples include butylene succinate.
  • the polycarbonate is not particularly limited, and examples thereof include tyrosine-derived polycarbonate (Tyrosine-polycarbonate).
  • the stent substrate 30 and the drug coating part 70 may include a copolymer obtained by arbitrarily copolymerizing monomers constituting the polymer.
  • the copolymer is not particularly limited. Specifically, lactic acid-caprolactone copolymer, caprolactone-glycolic acid copolymer, PLGA (poly (lactide-co-glycolide), polyanhydride, polyorthoester, poly (N- (2-hydroxypropyl) methacryl).
  • polylactic acid (PLA), polyglycolic acid (PGA), or lactic acid-glycolic acid copolymer (PLGA) is selected from L-lactic acid, D-lactic acid and glycolic acid. It can be obtained by dehydrating polycondensation as a raw material.
  • lactide which is a cyclic dimer of lactic acid
  • glycolide which is a cyclic dimer of glycolic acid.
  • Lactide includes L-lactide, which is a cyclic dimer of L-lactic acid, D-lactide, which is a cyclic dimer of D-lactic acid, meso-lactide obtained by cyclic dimerization of D-lactic acid and L-lactic acid, and D-lactide.
  • DL-lactide which is a racemic mixture of lactide and L-lactide. Any lactide can be used in the present invention.
  • the weight average molecular weight of the biodegradable (co) polymer according to the present invention is not particularly limited as long as it can exhibit an appropriate biodegradation rate.
  • the weight average molecular weight of the (co) polymer is preferably 10,000 or more. That is, it is preferable that the stent substrate 30 and the drug coating portion 70 include a biodegradable (co) polymer having a weight average molecular weight of 10,000 or more.
  • the weight average molecular weight of the (co) polymer according to the present invention is more preferably 10,000 to 1,000,000, still more preferably 20,000 to 500,000. Examples of the method for measuring the weight average molecular weight include gel permeation chromatography (GPC), light scattering method, viscosity measurement method, and mass spectrometry (TOFMASS etc.).
  • polylactic acid (PLA), polyglycolic acid (PGA), polycaprolactone, lactic acid-caprolactone copolymer, caprolactone-glycolic acid copolymer, lactic acid-glycolic acid copolymer (PLGA), tyrosine-derived polycarbonate (Tyrosine-polycarbonate), and PAE (Polyhydride esters) -Salicylate are preferred. This is because the above (co) polymer has high biocompatibility and it is easy to control degradation in vivo.
  • the drug coating portion 70 is rapidly biodegraded and absorbed from the stent substrate 30 (that is, the biodegradation rate of the stent substrate 30 ⁇ the biodegradation rate of the drug coating portion 70).
  • the stent substrate 30 is biodegraded over a period of about 6-9 months, about 6-12 months, about 9-15 months, about 9-12 months, about 1-2 years, or about 3-4 years. Bioabsorbable).
  • the drug coating portion 70 may be biodegraded (bioabsorbed) in a period of about 45 to 120 days, about 45 to 90 days, about 60 to 120 days, about 60 to 90 days, or about 12 to 18 months. Good.
  • the magnitude relationship between the biodegradation rates of the stent substrate 30 and the drug coating portion 70 is not particularly limited as long as the above relationship is satisfied.
  • the stent substrate 30 maintains a constant expansion holding force for a predetermined period (for example, 6 months or longer) (maintains the original shape of the expansion start), while the drug coating unit 70 places the stent 10 at a predetermined site. Biodegraded relatively early after a certain period (for example, about 3 months).
  • the drug coating unit 70 is the drug coating unit 70 at the time when the expansion retention force of the stent 10 is 0.2 N / mm after the stent is immersed in a phosphate buffered saline solution at 37 ° C.
  • the biodegradation rate adjustment method for the biodegradable (co) polymer used in the stent substrate 30 and the drug coating portion 70 to have a biodegradation rate that satisfies the above-described relationship is not particularly limited.
  • (iii) glass transition of the biodegradable (co) polymer There are a method for controlling the point (Tg) and a method (iv) for controlling the crystallinity of the biodegradable (co) polymer. Of the above methods, (i) and (ii) are preferred.
  • the molecular weight (weight average molecular weight) of the biodegradable (co) polymer used for the stent substrate 30 is changed to the molecular weight (weight average molecular weight) of the biodegradable (co) polymer used for the drug coating portion 70. It is preferable to adjust so that it may become large.
  • the magnitude relationship of the molecular weight (weight average molecular weight) of the biodegradable (co) polymer used for the stent substrate 30 and the drug coating portion 70 is not particularly limited, and depends on a desired difference in biodegradation rate.
  • the content of the low molecular weight (for example, 10,000 or less) biodegradable (co) polymer contained in the drug coating portion 70 is larger than the amount contained in the stent substrate 30 (for example, 1% by weight or more). (Preferably, it is increased at a ratio of 1 to 50% by mass). That is, according to a preferred embodiment of the present invention, the content of the biodegradable (co) polymer having a weight average molecular weight of 10,000 or less contained in the drug coating portion 70 is 10,000 contained in the stent substrate 30. 1 mass% or more with respect to content of the biodegradable (co) polymer which has the following weight average molecular weights.
  • the upper limit of the difference in content is not particularly limited, and can be appropriately controlled according to a desired difference in biodegradation rate.
  • a biodegradable (co) polymer having a relatively slow biodegradation rate is used for the stent substrate 30, and a biodegradable (co) polymer having a relatively fast biodegradation rate is used. May be used for the drug coating portion 70.
  • a structural unit derived from glycolic acid or caprolactone is introduced, the biodegradation rate increases.
  • polylactic acid for example, polylactic acid, a glycolic acid-lactic acid copolymer containing 90 mol% or more of lactic acid in all monomers, a caprolactone-glycolic acid copolymer containing 96 mol% or more of lactic acid in all monomers, and lactic acid
  • a biodegradable (co) polymer having a large composition of structural units derived from lactic acid such as a caprolactone-lactic acid copolymer containing 96 mol% or more of all monomers, is used for the stent substrate 30, for example, polyglycolic acid, Polycaprolactone, glycolic acid-lactic acid copolymer containing 10 mol% or more of polyglycolic acid in all monomers, caprolactone-glycolic acid copolymer containing 4 mol% or more of all monomers in polycaprolactone, polycaprolactone A biodegradable (co) polymer having a relatively fast biodegradation rate, such as a caprolact
  • the stent substrate 30 and the drug coating portion 70 preferably include biodegradable (co) polymers that are composed of the same structural unit but have different compositions.
  • biodegradable (co) polymer composed of the same structural unit in the stent substrate 30 and the drug coating portion 70, the adhesion (adhesion) between the stent substrate 30 and the drug coating portion 70 is further improved. (Peeling of the drug coating portion 70 can be more effectively suppressed / prevented).
  • the drug coating unit 70 may include a biodegradable (co) polymer that has been irradiated with radiation (for example, gamma irradiation, electron beam irradiation, etc.) in advance.
  • radiation for example, gamma irradiation, electron beam irradiation, etc.
  • the bonds in the (co) polymer are easily broken, and the biodegradation rate is increased.
  • a biodegradable (co) polymer having the same composition is used, by performing radiation irradiation on the biodegradable (co) polymer used in the drug coating portion 70 in advance, The biodegradation rate can be adjusted to satisfy the preferred relationship as described above.
  • the use of a biodegradable (co) polymer having the same composition for the stent substrate 30 and the drug coating portion 70 can further improve the adhesion (adhesion).
  • the thicknesses of the stent substrate 30 and the drug coating portion 70 are not particularly limited, as long as the performance of the stent substrate 30 such as reachability to the lesioned portion (delivery property) and irritation to the blood vessel wall is not significantly impaired, About the medicine coating part 70, it sets in the range with which the effect by discharge
  • the average thickness of the stent substrate 30 and the drug coating portion 70 is preferably 1 to 75 ⁇ m, more preferably 2 to 30 ⁇ m, and further preferably 3 to 10 ⁇ m.
  • the stent 10 when the stent 10 is placed in the living body lumen, it is excellent in the effect of gradual release of the drug, and the outer diameter of the stent 10 itself does not become too large, and the stent 10 reaches the lesioned part. There is little risk of hindering the operation, and the restenosis can be suppressed / prevented without stimulating the blood vessel wall.
  • the drug coating unit 70 contains a drug in addition to the biodegradable (co) polymer.
  • the drug is not particularly limited as long as it suppresses stenosis and occlusion of the vascular system that may occur when the stent 10 is placed in a lesioned part, and can be arbitrarily selected.
  • anticancer agents immunosuppressants, antibiotics, antithrombotic agents, HMG-CoA reductase inhibitors, ACE inhibitors, calcium antagonists, antihyperlipidemic agents, integrin inhibitors, antiallergic agents, antiallergic agents
  • Examples include oxidants, GPIIbIIIa antagonists, retinoids, lipid improvers, antiplatelet drugs, and anti-inflammatory drugs. These agents are preferable in that the lesion can be treated by controlling the behavior of cells in the lesion tissue.
  • the anticancer agent is not particularly limited, but for example, paclitaxel, docetaxel, vinblastine, vindesine, irinotecan, pirarubicin and the like are preferable.
  • the immunosuppressive agent is not particularly limited.
  • sirolimus derivatives such as sirolimus, everolimus, pimecrolimus, zotarolimus, biolimus (for example, biolimus A9 (registered trademark)), tacrolimus, azathioprine, cyclosporine, cyclophosphamide, myco Phenolate mofetil, gusperimus and the like are preferred.
  • the antibiotic is not particularly limited, and for example, mitomycin, adriamycin, doxorubicin, actinomycin, daunorubicin, idarubicin, pirarubicin, aclarubicin, epirubicin, dinostatin styramer and the like are preferable.
  • the antithrombotic agent is not particularly limited, but for example, aspirin, ticlopidine, argatroban and the like are preferable.
  • the HMG-CoA reductase inhibitor is not particularly limited, and for example, cerivastatin, cerivastatin sodium, atorvastatin, pitavastatin, fluvastatin, fluvastatin sodium, simvastatin, lovastatin and the like are preferable.
  • the ACE inhibitor is not particularly limited, and for example, quinapril, trandolapril, temocapril, delapril, enalapril maleate, captopril and the like are preferable.
  • the calcium antagonist is not particularly limited, and for example, hifedipine, nilvadipine, benidipine, nisoldipine and the like are preferable.
  • the antihyperlipidemic drug is not particularly limited, but for example, probucol is preferable.
  • the integrin inhibitor is not particularly limited, but for example, AJM300 is preferable.
  • the antiallergic agent is not particularly limited, but for example, tranilast is preferable.
  • the antioxidant is not particularly limited, and for example, ⁇ -tocopherol, catechin, dibutylhydroxytoluene, and butylhydroxyanisole are preferable.
  • the GPIIbIIIa antagonist is not particularly limited, but for example, abciximab is preferable.
  • the retinoid is not particularly limited, but for example, all-trans retinoic acid is preferable.
  • the lipid improver is not particularly limited, but for example, eicosapentaenoic acid is preferable.
  • the antiplatelet drug is not particularly limited, but for example, ticlopidine, cilostazol, and clopidogrel are preferable.
  • the anti-inflammatory drug is not particularly limited, but steroids such as dexamethasone and prednisolone are preferable.
  • the drug coating unit 70 may include only one type of the above-exemplified drugs, or may include two or more different drugs. When two or more kinds of drugs are included, the combination may be appropriately selected from the drugs exemplified above as necessary.
  • the drug according to the present invention is preferably an immunosuppressive agent or an anticancer agent, and more preferably an immunosuppressive agent. That is, the drug coating part 70 preferably includes an immunosuppressant.
  • sirolimus derivatives such as sirolimus, everolimus, pimecrolimus, zotarolimus, biolimus (for example, biolimus A9 (registered trademark)), tacrolimus, azathioprine, cyclosporine, cyclophosphamide, mycophenolate mofetil, gusperimus, and the like It is preferable to contain.
  • the content of the drug in the drug coating unit 70 is not particularly limited as long as the drug has a desired drug effect.
  • the composition ratio (mass ratio) between the biodegradable (co) polymer and the drug in the drug coating part 70 is preferably 1:99 to 99: 1, and 5:95 to 80:20. It is more preferable that If it is the said composition, an appropriate quantity of chemical
  • the formation method of the drug coating portion 70 is not particularly limited, and a normal coating method can be applied in the same manner or appropriately modified. Specifically, a method of preparing a mixture by mixing a biodegradable (co) polymer, a drug, and an appropriate solvent if necessary, and applying the mixture can be applied.
  • the adhesion improving portion 80 provided between the stent substrate 30 and the drug coating portion 70 for improving the adhesion (adhesion) between the stent substrate 30 and the drug coating portion 70 has a biodegradable (co) weight.
  • the adhesion improving unit 80 preferably includes the same biodegradable (co) polymer used in the drug coating unit 70.
  • medical agent coating part 70 can be improved more (peeling of the chemical
  • Adhesion improvement part 80 does not contain a medicine substantially (the content of a medicine is 5 mass% or less with respect to adhesion improvement part 80 in conversion of solid content).
  • the thickness of the adhesion improving portion 80 in the case where the adhesion improving portion 80 is provided between the stent base 30 and the drug coating portion 70 is not particularly limited, and the reachability to the lesioned portion (delivery property) and the blood vessel wall are not limited. It is set within a range that does not significantly impair the performance of the stent substrate 30 such as irritation.
  • the average thickness of the adhesion improving portion 80 is preferably 1 to 50 ⁇ m, more preferably 2 to 20 ⁇ m, and further preferably 2.5 to 10 ⁇ m. If it is the said thickness, the adhesiveness of the stent base
  • each part of the stent substrate 30 are not particularly limited, but the outer diameter is preferably 2.1 to 30 mm, more preferably 3.0 to 20 mm, and the axial length is preferably 5 to 250 mm.
  • the thickness is preferably 8 to 200 mm.
  • the stent base 30 that has been expanded and deformed is within the expansion maintenance period (T4) in which the expansion holding force that acts on the inner wall of the lumen is maintained.
  • the drug coating portion 70 is decomposed and absorbed before 60% of the decomposition / absorption period (T5) from when it is placed in the living body to when the stent substrate 30 is decomposed and absorbed. It is composed.
  • the decomposition absorption period (T5) can be set to, for example, 24 months (about 2 years).
  • the expansion maintenance period of the stent 10 can be defined as a period in which the radial force of the stent 10 is maintained at 0.2 N / mm or more, for example.
  • the expansion maintenance period of the stent 10 in the state indwelled in the blood vessel of the biological body can be confirmed as follows, for example.
  • the stent 10 is immersed in 37 ° C. phosphate buffered saline, the radial force is measured after a predetermined period of time, and the period (time) from when the radial force starts to when the radial force becomes less than 0.2 N / mm ) Can be the extended maintenance period.
  • the radial force is to compress the stent 10 uniformly from the outer peripheral side and measure the maximum value of the force generated when the expanded diameter is compressed to 50% compared to the stent 10 in a state where no external force is applied. Can be obtained at
  • the drug coating unit 70 can be preferably configured to be decomposed and absorbed before a period of 25% of the decomposition absorption period (T5) elapses.
  • the decomposition / absorption period (T5) is 24 months
  • the drug coating unit 70 can be configured to be decomposed and absorbed within six months (about half a year).
  • the drug coating portion 70 is more preferably decomposed and absorbed before the initial expansion holding force that the stent base body 30 (stent 10) acts on the inner wall of the lumen starts to decrease at the start of placement (T1). It can be constituted as follows. When the decomposition and absorption period (T5) is 24 months, the time when “the initial expansion holding force starts to decrease” can be set when 7 to 8 months have passed from the start of the detention (T1) (T3). Note that the initial expansion holding force can be set to 0.5 to 4.0 N / mm, for example, depending on the lumen to be treated and the state of the disease.
  • the stent substrate 30 can be configured so that the expansion holding force disappears before the period of 50% of the decomposition / absorption period (T5) elapses.
  • the time when “extension holding power is lost” can be set at the time when 12 months have elapsed from the start of placement (T1) (T4).
  • the stent base 30 has a size of 50% or more of the initial expansion holding force that acts on the inner wall of the lumen at the start of placement until a period of 25% of the degradation absorption period (T5) elapses. It can be configured to maintain an extended holding force. That is, when the decomposition absorption period (T5) is 24 months, the expansion holding force of 50% or more of the initial expansion holding force is maintained until 6 months have passed since the start of the detention (T1).
  • the stent substrate 30 can be constructed.
  • the stent 10 is delivered to the lumen 110 of the blood vessel 100 in which the stenosis 120 is formed in a state of being crimped to a balloon (not shown) provided in the balloon catheter.
  • a balloon catheter for delivering the stent 10 in the living body for example, a known balloon catheter such as a rapid exchange type or an over-the-wire type can be used.
  • the balloon on which the stent 10 is mounted is expanded to expand the diameter of the stent 10.
  • the expanded stent 10 is placed in a state where an expansion holding force is applied to the inner wall 101 of the blood vessel 100.
  • the balloon is appropriately deflated and removed from the blood vessel 100.
  • the expansion holding force of the stent base 30 disappears (at time T4 in FIG. 3).
  • the expansion holding force disappears means that the stent base 30 exerts an expansion force that pushes the lumen 110 of the blood vessel 100 regardless of whether the stent base 30 and the inner wall 101 of the blood vessel 100 are in direct contact with each other. It means a state that is no longer allowed.
  • the drug coating unit 70 exhibits desired drug effect and the drug coating unit 70 is decomposed and absorbed.
  • the drug coating portion 70 is rapidly decomposed and absorbed before the stent substrate 30 is decomposed and absorbed after the desired drug effect is expressed, while the stent substrate 30 is decomposed and absorbed after the drug coated portion 70 is decomposed and absorbed.
  • the expansion holding force is maintained over a predetermined period. Therefore, it is possible to provide a biodegradable stent that can suitably maintain a state in which the lumen (blood vessel 100) is expanded over a desired period of time and that has improved therapeutic effects due to appropriate expression of medicinal effects. can do.
  • the stent of Example 1 is a linear component having a cylindrical shape with an outer diameter of 2.0 mm and an axial length of 18 mm, and a substantially rhombus notch (a portion indicated by a broken line portion 49 in FIG. 1B). It is composed of a stent substrate (material: PLLA) made of (width 0.1 mm) and a drug coating portion in which a lactic acid-caprolactone copolymer and sirolimus are mixed at a weight ratio of 1: 1.
  • a stent substrate material: PLLA
  • a drug coating portion in which a lactic acid-caprolactone copolymer and sirolimus are mixed at a weight ratio of 1: 1.
  • the drug-coated portion of the stent of Example 1 is completely degraded in 4 months by hydrolysis.
  • the stent base of the stent of Example 1 maintains a weight of 70% or more before placement after 5 months from the start of placement, and the radial force becomes 1.5 N / mm.
  • the decomposition and absorption period of the stent of Example 1 is 4 years.
  • the stent of Example 2 is a linear component having a cylindrical shape with an outer diameter of 2.0 mm and an axial length of 18 mm, and a substantially rhombic notch (a portion indicated by a broken line portion 49 in FIG. 1B). It is composed of a stent substrate (material: PLLA) made of (width 0.1 mm) and a drug coating portion in which PLGA and sirolimus are mixed at a weight ratio of 1: 1.
  • the drug coating part of the stent of Example 2 is completely degraded in 5 months by hydrolysis.
  • the stent base of the stent of Example 2 maintains a weight of 70% or more before placement after 5 months from the start of placement, and the radial force becomes 1.5 N / mm.
  • the degradation absorption period of the stent of Example 2 is 4 years.

Abstract

【課題】薬剤コーティング部の分解吸収期間、ステント本体を構成するステント基体の拡張保持力が維持される期間、およびステント基体の分解吸収期間の関係が規定された高い治療効果を発揮する生分解性ステントを提供することを目的とする。 【解決手段】ステントは、生体内で分解吸収される生分解性ステントであって、生分解性の材料により構成され、生体内で拡径変形されるステント基体と、ステント基体に形成された生分解性の薬剤コーティング部と、を有しており、薬剤コーティング部は、拡径変形したステント基体が管腔の内壁に対して作用させる拡張保持力（ラジアルフォース）が維持される拡張維持期間（Ｔ４）内であって、かつ、生体内に留置された後からステント基体が分解吸収されるまでの分解吸収期間（Ｔ５）の６０％の期間が経過する前に、分解吸収される。

Description

生分解性ステント
　本発明は、医療用具である生分解性ステントに関する。
　ステントは、血管等の管腔が狭窄もしくは閉塞することによって生じる様々な疾患を治療するために、狭窄もしくは閉塞部位を拡張し、内腔を確保するために使用される医療用具である。このようなステントとして、薬剤コーティング部を備える生分解性ステントが知られている（下記特許文献１を参照）。
　非生分解性の金属等により構成されるステントは、生体内に留置した後に自然に分解することがないため、除去作業を行わない限り生体内に留置され続ける。このため、ステントを使用した治療に際して、長期的な留置に対する安全性や生体に与える負担などが懸念される。これに対して、生分解性ステントは、所定の留置期間が経過した後に生体内で自然と分解して吸収されるように構成されているため、長期的な留置における安全性や生体への負荷などの点において、非生分解性のステントよりも有益である。
　薬剤コーティング部が形成された生分解性ステントにおいては、留置開始後から所定の期間は治療対象となる管腔を押し広げた状態に維持するために、拡張保持力（ラジアルフォース）がある程度の大きさに維持されることが好ましく、一方で、薬剤コーティング部は、炎症反応の惹起や管腔内皮の治癒工程の遅延を抑制する観点より、薬剤を溶出（放出）して所望の薬効を発現させた後、可能な限り早期に分解して消滅することが好ましいとされている。
特開平６－２１８０６３号公報
　しかしながら、特許文献１に記載されたような従来の生分解性ステントにおいては、薬剤コーティング部の分解吸収期間（生体内での留置を開始してから生体内で分解して吸収（消滅）するまでの時間）と、ステントがラジアルフォース（拡張保持力）を持続する期間との関係、および、これらの期間とステント本体部を構成するステント基体の分解吸収期間との関係は特に規定されていない。このため、治療効果の向上の面においては未だ改良の余地があると言える。
　そこで本発明は、薬剤コーティング部の分解吸収期間、ステント本体を構成するステント基体の拡張保持力が維持される期間、およびステント基体の分解吸収期間の関係が規定された高い治療効果を発揮する生分解性ステントを提供することを目的とする。
　上記目的を達成する本発明に係る生分解性ステントは、生体内で分解吸収される生分解性ステントであって、生分解性の材料により構成され、生体内で拡径変形されるステント基体と、前記ステント基体に形成された生分解性の薬剤コーティング部と、を有し、前記薬剤コーティング部は、拡径変形した前記ステント基体が生体内の管腔の内壁に対して作用させる拡張保持力が維持される拡張維持期間内であって、かつ、生体内に留置された後から前記ステント基体が分解吸収されるまでの分解吸収期間の６０％の期間が経過する前に、分解吸収される、生分解性ステントである。
　本発明の生分解性ステントは、ステント基体が拡張保持力（ラジアルフォース）を維持する拡張維持期間の間に、薬剤コーティング部による所望の薬効の発現と薬剤コーティング部の分解吸収がなされる。また、薬剤コーティング部は、所望の薬効を発現した後、ステント基体が分解吸収される前に速やかに分解吸収される一方で、ステント基体は、薬剤コーティング部が分解吸収された後においても所定の期間に亘って拡張保持力を維持する。したがって、本発明により、管腔が拡張した状態を所望の期間に亘って好適に維持することができ、かつ、薬効が適切に発現されることにより治療効果が向上された生分解性ステントを提供することができる。
実施形態に係るステントを示す図であって、（Ａ）は、ステントの概観斜視図、（Ｂ）は、ステントの展開図である。 図２は、実施形態に係るステントのストラットの一部を拡大して示す断面図であって、（Ａ）は、ストラットの外表面のみに薬剤コーティング部を形成した構成例を示す断面図、（Ｂ）は、ストラットの外表面および側面に薬剤コーティング部を形成した構成例を示す断面図である。 図３は、実施形態に係るステントの留置期間と各構成部の残存量および拡張保持力の推移との関係を示す図である。 図４は、実施形態に係るステントの作用を説明するための図であって、管腔（血管）内にステントを挿入した状態を模式的に示す断面図である。 図５は、実施形態に係るステントの作用を説明するための図であって、（Ａ）は、管腔内に留置された状態のステントを模式的に示す断面図、（Ｂ）は、図５（Ａ）に示す５Ｂ部分を拡大して示す断面図である。 図６は、実施形態に係るステントの作用を説明するための図であって、（Ａ）は、管腔内に留置された状態のステントを模式的に示す断面図、（Ｂ）は、図６（Ａ）に示す６Ｂ部分を拡大して示す断面図である。 図７は、実施形態に係るステントの作用を説明するための図であって、（Ａ）は、管腔内に留置された状態のステントを模式的に示す断面図、（Ｂ）は、図７（Ａ）に示す７Ｂ部分を拡大して示す断面図である。 図８は、実施形態に係るステントの作用を説明するための図であって、（Ａ）は、管腔内に留置された状態のステントを模式的に示す断面図、（Ｂ）は、図８（Ａ）に示す８Ｂ部分を拡大して示す断面図である。 図９は、実施形態に係るステントの作用を説明するための図であって、（Ａ）は、管腔内に留置された状態のステントを模式的に示す断面図、（Ｂ）は、図９（Ａ）に示す９Ｂ部分を拡大して示す断面図である。
　以下、添付した図面を参照しながら、本発明の実施形態を説明する。なお、以下の説明は特許請求の範囲に記載される技術的範囲や用語の意義を限定するものではない。また、図面の寸法比率は説明の都合上誇張されており、実際の比率とは異なる場合がある。
　図１および図２は、実施形態に係るステントの構成の説明に供する図であり、図３は、実施形態に係るステントの留置期間と各構成部の残存量および拡張保持力の推移との関係を示す図であり、図４～図９は、実施形態に係るステントの作用の説明に供する図である。なお、明細書の説明においては、ステントの長手方向（図１（Ｂ）中の左右方向）を軸線Ｍで示す軸方向と称する。
　まず、ステント１０の各部の構成について説明する。なお、図示により説明するステント１０の構成は一例であり、ここで説明する形状や構造（例えば、ストラットの配列やデザイン等）に本発明のステントが限定されることはない。
　図１（Ａ）、（Ｂ）に示すように、本実施形態に係るステント１０は、一体的に連なるコイル形状のストラット（線状構成要素）４１が形成されたステント基体（ステント本体部）３０を有しており、全体として軸方向に所定の長さを有する略円筒形の外形形状で形成されている。ステント１０は、生体内の管腔（例えば、血管、胆管、気管、食道、その他消化管、尿道等）内に留置され、管腔の内腔を押し広げることにより、狭窄もしくは閉塞部位の治療を図るために使用される。また、ステント１０は、バルーンカテーテルに備えられるバルーンにより拡径変形されて留置される、いわゆるバルーンエクスパンダブルステント（バルーン拡張型ステント）として構成している。ただし、ステント１０は、留置開始後にステント基体３０が予め形状記憶された所定の拡径形状となるように自己拡張する自己拡張型ステントとして構成されてもよい。
　ステント１０は、生体内で分解吸収される生分解性ステントである。ステント１０が有するステント基体３０は、生分解性の材料により構成されており、生体内で拡径変形された状態で留置される（図５を参照）。
　図１（Ｂ）に示すように、ストラット４１は、ステント基体３０の軸方向（長手方向）に波状に折り返えされつつ、ステント基体３０の軸方向周り（周方向）に螺旋状に延在する複数の螺旋部４３と、ステント基体３０の軸方向の両端部に配置された無端状の環状部５１、５２と、を有している。
　螺旋部４３および各環状部５１、５２は、ステント基体３０の一部を構成するようにステント基体３０に一体的に形成している。隣接する各螺旋部４３同士は、高分子材料等により構成される所定の接続部６０を介して互いに接続している。また、各環状部５１、５２は、リンク部５３を介して隣接する螺旋部４３に接続している。リンク部５３は、螺旋部４３および環状部５１、５２とともにステント基体３０に一体的に形成している。
　図１（Ｂ）に示すように、ストラット４１が備える螺旋部４３には、ステント基体３０の軸方向に対して所定の角度で傾斜して延びる一対の直線状部分４５ａ、４５ｂと、一対の直線状部分４５ａ、４５ｂの間に設けられる湾曲部分（折り返し部）４８が形成されている。直線状部分４５ａ、４５ｂと湾曲部分４８が所定の長さに亘って繰り返えすように形成されることで一つの螺旋部４３が構成されており、螺旋部４３がステント基体３０の軸方向に直列的に並んで複数設けられることにより、ステント１０全体が一つの螺旋体を構成している。なお、螺旋部４３の数、湾曲部分４８の数、接続部６０の数等は特に限定されない。
　図２（Ａ）、（Ｂ）には、ストラット４１の横断面が示される。
　ステント１０は、ストラット４１に形成された生分解性の薬剤コーティング部７０と、ストラット４１と薬剤コーティング部７０との間に形成された付着性向上部（付着性向上層）８０と、を備えている。図２（Ａ）に示すように、薬剤コーティング部７０は、例えば、ストラット４１の内表面４１ａには形成せず、ストラット４１の外表面４１ｂとストラット４１の側面４１ｃの一部に形成することが可能であるし、図２（Ｂ）に示すように、例えば、ストラット４１の外表面４１のみに形成することも可能である。付着性向上部８０は、薬剤コーティング部７０がストラット４１の外表面４１ｂおよび側面４１ｃに形成される場合は、薬剤コーティング部７０と同様に、ストラット４１の外表面４１ｂおよび側面４１ｃに形成され、薬剤コーティング部７０がストラット４１の外表面４１ｂのみに形成される場合は、薬剤コーティング部７０と同様に、ストラット４１の外表面４１ｂのみに形成される。薬剤コーティング部７０をストラット４１の内表面４１ａ（ステント１０の内面側）に形成しないことにより、内表面４１ａでの新生内膜の形成が阻害されるのを防止することができるため、ステント１０の内部に血栓が生じて狭窄および閉塞が生じるのを防止できる。
　次に、本実施形態に係るステント１０の各部の構成材料について説明する。
　ステント基体３０および薬剤コーティング部７０は、双方とも生分解性（共）重合体を含む。ここで、ステント基体３０および薬剤コーティング部７０に使用できる生分解性（共）重合体は、特に制限されず、特表２０１１－５２８２７５号公報、特表２００８－５１４７１９号公報、国際公報第２００８－１９５２号、特表２００４－５０９２０５号公報等に記載されるものなどの公知の生分解性（共）重合体が使用できる。具体的には、（１）脂肪族ポリエステル、ポリエステル、ポリ酸無水物、ポリオルソエステル、ポリカーボネート、ポリホスファゼン、ポリリン酸エステル、ポリビニルアルコール、ポリペプチド、多糖、タンパク質、セルロースからなる群から選択される重合体；（２）上記（１）を構成する一以上の単量体から構成される共重合体などが挙げられる。すなわち、ステント基体３０および薬剤コーティング部７０は、それぞれ独立して、脂肪族ポリエステル、ポリエステル、ポリ酸無水物、ポリオルソエステル、ポリカーボネート、ポリホスファゼン、ポリリン酸エステル、ポリビニルアルコール、ポリペプチド、多糖、タンパク質、セルロースからなる群から選択される重合体、ならびに前記重合体を構成する一以上の単量体から構成される共重合体からなる群より選択される少なくとも一種の生分解性（共）重合体を含むことが好ましい。なお、以下では、上記重合体および共重合体を一括して「生分解性（共）重合体」とも称する。
　ここで、前記脂肪族ポリエステルとしては、特に限定されるものではなく、例えば、ポリ－Ｌ－乳酸、ポリ－Ｄ－乳酸、ポリ－ＤＬ－乳酸等のポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリヒドロキシ酪酸、ポリヒドロキシ吉草酸、ポリヒドロキシペンタン酸、ポリヒドロキシヘキサン酸、ポリヒドロキシヘプタン酸、ポリカプロラクトン、ポリ炭酸トリメチレン、ポリジオキサノン、ポリリンゴ酸、ポリエチレンアジペート、ポリエチレンサクシネート、ポリブチレンアジペート、ポリブチレンサクシネートなどが挙げられる。また、ポリカーボネートとしては、特に限定されるものではなく、例えば、チロシン由来ポリカーボネート（Ｔｙｒｏｓｉｎｅ－ｐｏｌｙｃａｒｂｏｎａｔｅ）などが挙げられる。
　または、ステント基体３０および薬剤コーティング部７０は、前記重合体を構成する単量体が任意に共重合されてなる共重合体を含んでもよい。ここで、共重合体としては、特に限定されるものではない。具体的には、乳酸－カプロラクトン共重合体、カプロラクトン－グリコール酸共重合体、ＰＬＧＡ（ポリ（ラクチド－ｃｏ－グリコリド）、ポリ無水物、ポリオルトエステル、ポリ（Ｎ－（２－ヒドロキシプロピル）メタクリルアミド）、ＤＬＰＬＡ－ポリ（ｄｌ－ラクチド）、ＬＰＬＡ‐ポリ（ｌ－ラクチド）、ＰＧＡ－ポリグリコリド、ＰＤＯ‐ポリ（ジオキサノン）、ＰＧＡ－ＴＭＣ‐ポリ（グリコリド－ｃｏ－トリメチレンカーボネート）、ＰＧＡ－ＬＰＬＡ‐ポリ（ｌ‐ラクチド－ｃｏ－グリコリド）、ＰＧＡ－ＤＬＰＬＡ‐ポリ（ｄｌ‐ラクチド－ｃｏ－グリコリド）、ＬＰＬＡ－ＤＬＰＬＡ‐ポリ（ｌ‐ラクチド－ｃｏ－ｄｌ－ラクチド）、及びＰＤＯ‐ＰＧＡ‐ＴＭＣ‐ポリ（グリコリド－ｃｏ－トリメチレンカーボネート－ｃｏ－ジオキサノン、ポリマー主鎖中にサリチル酸が化学的に導入されたＰＡＥ（Ｐｏｌｙａｎｈｙｄｒｉｄｅｅｓｔｅｒｓ）－Ｓａｌｉｃｙｌａｔｅ（例えば、ポリラクチド無水物やポリアジピン酸の両末端にサリチル酸が結合したポリマー）などが挙げられる。
　上記重合体および共重合体は、それぞれ、単独で使用されても、または２種以上を組み合わせて使用されても、または１種以上の重合体及び１種以上の共重合体を組み合わせて使用されてもよい。また、上記重合体および共重合体は、それぞれ、合成によって製造されてもまたは市販品を使用してもいずれでもよい。合成法は特に制限されず、公知の方法を同様にしてまたは適宜修飾して適用できる。例えば、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、または乳酸－グリコール酸共重合体（ＰＬＧＡ）は、Ｌ－乳酸、Ｄ－乳酸及びグリコール酸の中から必要とする構造のものを選んで原料とし、脱水重縮合することにより得ることができる。好ましくは、乳酸の環状二量体であるラクチド、グリコール酸の環状二量体であるグリコリドから必要とする構造のものを選んで開環重合することにより得ることができる。ラクチドにはＬ－乳酸の環状二量体であるＬ－ラクチド、Ｄ－乳酸の環状二量体であるＤ－ラクチド、Ｄ－乳酸とＬ－乳酸とが環状二量化したメソ－ラクチド及びＤ－ラクチドとＬ－ラクチドとのラセミ混合物であるＤＬ－ラクチドがある。本発明ではいずれのラクチドも用いることができる。
　本発明に係る生分解性（共）重合体の重量平均分子量は、適度な生分解速度を発揮できるものであれば特に制限されない。具体的には、上記（共）重合体の重量平均分子量は、１０，０００以上が好ましい。すなわち、ステント基体３０および薬剤コーティング部７０は、１０，０００以上の重量平均分子量を有する生分解性（共）重合体を含むことが好ましい。本発明に係る（共）重合体の重量平均分子量は、より好ましくは１０，０００～１，０００，０００、さらにより好ましくは２０，０００～５００，０００である。尚、重量平均分子量の測定方法は、ゲル浸透クロマトグラフィー（ＧＰＣ）、光散乱法、粘度測定法、質量分析法（ＴＯＦＭＡＳＳなど）が挙げられる。
　上記生分解性（共）重合体のうち、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリカプロラクトン、乳酸－カプロラクトン共重合体、カプロラクトン－グリコール酸共重合体、乳酸－グリコール酸共重合体（ＰＬＧＡ）、チロシン由来ポリカーボネート（Ｔｙｒｏｓｉｎｅ－ｐｏｌｙｃａｒｂｏｎａｔｅ）、ＰＡＥ（Ｐｏｌｙａｎｈｙｄｒｉｄｅ　ｅｓｔｅｒｓ）－Ｓａｌｉｃｙｌａｔｅが好ましい。上記（共）重合体は、生体適合性が高く、生体内での分解を制御することが容易だからである。
　本発明は、薬剤コーティング部７０がステント基体３０より迅速に生分解されて吸収される（即ち、ステント基体３０の生分解速度＜薬剤コーティング部７０の生分解速度）。ここで、ステント基体３０は、約６～９ヶ月、約６～１２ヶ月、約９～１５ヶ月、約９～１２ヶ月、約１～２年、または約３～４年の期間で生分解（生体吸収）されてもよい。また、薬剤コーティング部７０は、約４５～１２０日、約４５～９０日、約６０～１２０日、約６０～９０日、または約１２～１８カ月の期間で生分解（生体吸収）されてもよい。
　ここで、ステント基体３０及び薬剤コーティング部７０の生分解速度の大小関係は、上記関係を満たす限り特に制限されない。好ましくは、ステント基体３０は一定期間（例えば、６ヶ月以上）一定の拡張保持力を維持する（拡張開始当初の形状を保持する）一方で、薬剤コーティング部７０はステント１０を所定の部位に留置後一定期間（例えば、３ヶ月程度）で比較的早期に生分解する。具体的には、（ａ）薬剤コーティング部７０は、ステントを３７℃のリン酸緩衝生理食塩水に浸漬後にステント１０の拡張保持力が０．２Ｎ／ｍｍとなる時点での薬剤コーティング部７０における（共）重合体量が前記浸漬前の薬剤コーティング部７０の（共）重合体量に対して１０質量％以下であるような生分解速度を有する生分解性（共）重合体を含む；および／または（ｂ）前記薬剤コーティング部７０は、ステント１０を３７℃のリン酸緩衝生理食塩水に浸漬してから６ヶ月以内に薬剤コーティング部７０における（共）重合体量が前記浸漬前の薬剤コーティング部７０の（共）重合体量に対して５質量％以下であるような生分解速度を有する生分解性（共）重合体を含むことが好ましい。
　ステント基体３０および薬剤コーティング部７０に使用される生分解性（共）重合体が上記したような関係を満たす生分解速度を有するための、生分解速度の調節方法は特に制限されないが、例えば、（ｉ）生分解性（共）重合体の分子量を調節する方法、（ｉｉ）生分解性（共）重合体の組成を制御する方法、（ｉｉｉ）生分解性（共）重合体のガラス転移点（Ｔｇ）を制御する方法、（ｉｖ）生分解性（共）重合体の結晶化度を制御する方法などがある。上記方法のうち、（ｉ）及び（ｉｉ）が好ましい。（ｉ）の方法においては、通常、生分解性（共）重合体の分子量（重量平均分子量）が大きくなると、生分解速度が遅くなる。このため、ステント基体３０に使用される生分解性（共）重合体の分子量（重量平均分子量）が薬剤コーティング部７０に使用される生分解性（共）重合体の分子量（重量平均分子量）に対して大きくなるように調節することが好ましい。ここで、ステント基体３０及び薬剤コーティング部７０に使用される生分解性（共）重合体の分子量（重量平均分子量）の大小関係は、特に制限されず、所望の生分解速度の差に応じて適切に制御されうる。または、薬剤コーティング部７０に含まれる低分子量（例えば、１０，０００以下）の生分解性（共）重合体の含有量が、ステント基体３０に含まれる量より多くなる（例えば、１重量％以上、好ましくは１～５０質量％の割合で多くなる）ように調節してもよい。すなわち、本発明の好ましい形態によると、薬剤コーティング部７０に含まれる１０，０００以下の重量平均分子量を有する生分解性（共）重合体の含有量が、前記ステント基体３０に含まれる１０，０００以下の重量平均分子量を有する生分解性（共）重合体の含有量に対して１質量％以上多い。ここで、上記含有量の差の上限は、特に制限されず、所望の生分解速度の差に応じて適切に制御されうる。
　また、上記（ｉｉ）の方法において、例えば、生分解速度の比較的遅い生分解性（共）重合体をステント基体３０に使用し、生分解速度の比較的早い生分解性（共）重合体を薬剤コーティング部７０に使用することがある。ここで、グリコール酸やカプロラクトン由来の構成単位を導入すると、生分解速度が上昇する。このため、例えば、ポリ乳酸、乳酸を全単量体の９０モル％以上含むグリコール酸－乳酸共重合体、乳酸を全単量体の９６モル％以上含むカプロラクトン－グリコール酸共重合体、乳酸を全単量体の９６モル％以上含むカプロラクトン－乳酸共重合体など、乳酸由来の構成単位の組成が多い生分解性（共）重合体をステント基体３０に使用する一方、例えば、ポリグリコール酸、ポリカプロラクトン、ポリグリコール酸を全単量体の１０モル％以上含むグリコール酸－乳酸共重合体、ポリカプロラクトンを全単量体の４モル％以上含むカプロラクトン－グリコール酸共重合体、ポリカプロラクトンを全単量体の４モル％以上含むカプロラクトン－乳酸共重合体など、生分解速度の比較的早い生分解性（共）重合体を薬剤コーティング部７０に使用することが好ましい。上記例示のうち、ステント基体３０および薬剤コーティング部７０は、同じ構成単位から構成されるが組成の異なる生分解性（共）重合体を含むことが好ましい。同じ構成単位から構成される生分解性（共）重合体をステント基体３０および薬剤コーティング部７０で使用することによって、ステント基体３０と薬剤コーティング部７０との付着性（密着性）をより向上することができる（薬剤コーティング部７０の剥離をより有効に抑制・防止できる）。
　または、薬剤コーティング部７０は、予め放射線照射（例えば、ガンマ線照射や電子線照射など）された生分解性（共）重合体を含んでもよい。一般的に、（共）重合体に対して放射線照射を行うと、（共）重合体内の結合が切断されやすくなり、生分解速度が上がる。このため、同じ組成の生分解性（共）重合体を使用した場合であっても、薬剤コーティング部７０に使用される生分解性（共）重合体に対して予め放射線照射を行うことによって、生分解速度が上記したような好ましい関係を満たすように調節できる。また、ステント基体３０及び薬剤コーティング部７０が同じ組成の生分解性（共）重合体を使用することによって、付着性（密着性）をより向上できる。
　ステント基体３０および薬剤コーティング部７０の厚みは、特に制限されず、病変部への到達性（デリバリー性）や血管壁への刺激性などのステント基体３０の性能を著しく損なわない範囲で、また、薬剤コーティング部７０については薬剤の放出による効果が十分に発揮される範囲で設定される。具体的には、ステント基体３０および薬剤コーティング部７０の平均厚さは、好ましくは１～７５μｍであり、より好ましくは２～３０μｍであり、さらに好ましくは３～１０μｍである。上記厚さであれば、ステント１０を生体管腔に留置した際に、薬剤を徐放する効果に優れており、かつステント１０自体の外径が大きくなりすぎず、ステント１０を病変部へ到達させる際に支障をきたすおそれが少なく、血管壁を刺激せず、再狭窄を抑制・防止することができる。
　薬剤コーティング部７０は、生分解性（共）重合体に加えて、薬剤を含む。ここで、薬剤は、ステント１０を病変部に留置した際に起こりうる脈管系の狭窄、閉塞を抑制するものであれば特に限定されず、任意に選択することができる。具体的には、抗癌剤、免疫抑制剤、抗生物質、抗血栓薬、ＨＭＧ－ＣｏＡ還元酵素阻害剤、ＡＣＥ阻害剤、カルシウム拮抗剤、抗高脂血症薬、インテグリン阻害薬、抗アレルギー剤、抗酸化剤、ＧＰＩＩｂＩＩＩａ拮抗薬、レチノイド、脂質改善薬、抗血小板薬、および抗炎症薬などが挙げられる。これらの薬剤は、病変部組織の細胞の挙動を制御して、病変部を治療することができるという点で好ましい。
　前記抗癌剤としては、特に制限されないが、例えば、パクリタキセル、ドセタキセル、ビンブラスチン、ビンデシン、イリノテカン、ピラルビシン等が好ましい。
　前記免疫抑制剤としては、特に制限されないが、例えば、シロリムス、エベロリムス、ピメクロリムス、ゾタロリムス等のシロリムス誘導体、バイオリムス（例えば、バイオリムスＡ９（登録商標））、タクロリムス、アザチオプリン、シクロスポリン、シクロフォスファミド、ミコフェノール酸モフェチル、グスペリムス等が好ましい。
　前記抗生物質としては、特に制限されないが、例えば、マイトマイシン、アドリアマイシン、ドキソルビシン、アクチノマイシン、ダウノルビシン、イダルビシン、ピラルビシン、アクラルビシン、エピルビシン、ジノスタチンスチマラマー等が好ましい。
　前記抗血栓薬としては、特に制限されないが、例えば、アスピリン、チクロピジン、アルガトロバン等が好ましい。
　前記ＨＭＧ－ＣｏＡ還元酵素阻害剤としては、特に制限されないが、例えば、セリバスタチン、セリバスタチンナトリウム、アトルバスタチン、ピタバスタチン、フルバスタチン、フルバスタチンナトリウム、シンバスタチン、ロバスタチン等が好ましい。
　前記ＡＣＥ阻害剤としては、特に制限されないが、例えば、キナプリル、トランドラプリル、テモカプリル、デラプリル、マレイン酸エナラプリル、カプトプリル等が好ましい。
　前記カルシウム拮抗剤としては、特に制限されないが、例えば、ヒフェジピン、ニルバジピン、ベニジピン、ニソルジピン等が好ましい。
　前記抗高脂血症薬としては、特に制限されないが、例えば、プロブコールが好ましい。
　前記インテグリン阻害薬としては、特に制限されないが、例えば、ＡＪＭ３００が好ましい。
　前記抗アレルギー剤としては、特に制限されないが、例えば、トラニラストが好ましい。
　前記抗酸化剤としては、特に制限されないが、例えば、α－トコフェロール、カテキン、ジブチルヒドロキシトルエン、ブチルヒドロキシアニソールが好ましい。
　前記ＧＰＩＩｂＩＩＩａ拮抗薬としては、特に制限されないが、例えば、アブシキシマブが好ましい。
　前記レチノイドとしては、特に制限されないが、例えば、オールトランスレチノイン酸が好ましい。
　前記脂質改善薬としては、特に制限されないが、例えば、エイコサペンタエン酸が好ましい。
　前記抗血小板薬としては、特に制限されないが、例えば、チクロピジン、シロスタゾール、クロピドグレルが好ましい。
　前記抗炎症薬としては、特に制限されないが、例えば、デキサメタゾン、プレドニゾロン等のステロイドが好ましい。
　薬剤コーティング部７０は、上記例示した薬剤のうち、一種類のみを含んでいてもよく、または二種類以上の異なる薬剤を含んでいてもよい。二種類以上の薬剤を含む場合、その組み合わせは上記例示した薬剤から必要に応じて適宜選択すればよい。本発明に係る薬剤は、免疫抑制剤または抗癌剤が好ましく、免疫抑制剤がより好ましい。すなわち、前記薬剤コーティング部７０は、免疫抑制剤を含むことが好ましい。より好ましくは、シロリムス、エベロリムス、ピメクロリムス、ゾタロリムス等のシロリムス誘導体、バイオリムス（例えば、バイオリムスＡ９（登録商標））、タクロリムス、アザチオプリン、シクロスポリン、シクロフォスファミド、ミコフェノール酸モフェチル、グスペリムス等の免疫抑制剤を含むことが好ましい。
　ここで、薬剤コーティング部７０における薬剤の含有量は、所望の薬効を奏する量であれば特に制限されない。具体的には、薬剤コーティング部７０における生分解性（共）重合体と薬剤との組成比（質量比）は、１：９９～９９：１であることが好ましく、５：９５～８０：２０であることがより好ましい。当該組成であれば、適切な量の薬剤を所定期間、有効に徐放できる。
　薬剤コーティング部７０の形成方法は、特に制限されず、通常のコーティング方法が同様にしてまたは適宜修飾して適用できる。具体的には、生分解性（共）重合体と薬剤と必要であれば適当な溶剤を混合して混合物を調製し、当該混合物を塗布する方法が適用できる。
　ステント基体３０と薬剤コーティング部７０との間に設けた、ステント基体３０と薬剤コーティング部７０との付着性（密着性）を向上するための付着性向上部８０は、生分解性（共）重合体を含むが、具体的な例示は上記と同様であるため、ここでは説明を省略する。好ましくは、付着性向上部８０は、薬剤コーティング部７０で使用されるのと同じ生分解性（共）重合体を含むことが好ましい。これによって、付着性向上部８０および薬剤コーティング部７０の付着性をより向上することができる（薬剤コーティング部７０の剥離をより有効に抑制・防止できる）。また、薬剤コーティング部７０が完全に分解吸収される際には付着性向上部８０もほぼ同時期に分解吸収されるため、薬剤コーティング部７０の分解吸収後にステント基体３０の分解吸収が阻害されることはない。付着性向上部８０は、薬剤を実質的に含まない（薬剤の含有量が、固形分換算で、付着性向上部８０に対して５質量％以下である）。
　付着性向上部８０をステント基体３０と薬剤コーティング部７０との間に設ける場合の、付着性向上部８０の厚みは、特に制限されず、病変部への到達性（デリバリー性）や血管壁への刺激性などのステント基体３０の性能を著しく損なわない範囲で設定される。具体的には、付着性向上部８０の平均厚さは、好ましくは１～５０μｍであり、より好ましくは２～２０μｍであり、さらに好ましくは２．５～１０μｍである。上記厚さであれば、ステント基体３０と薬剤コーティング部７０との付着性をより向上できる。
　また、ステント基体３０の各部の寸法は特に限定されないが、好ましくは外径が２．１～３０ｍｍ、より好ましくは３．０～２０ｍｍ以下であり、好ましくは軸方向長さが５～２５０ｍｍ、より好ましくは８～２００ｍｍである。
　次に、図３を参照して、本実施形態に係るステント１０の各構成部が分解吸収されるまでの好ましい期間の一例、および拡張保持力の時間的な推移の一例を説明する。
　図３に示すように、本実施形態に係るステント１０においては、拡径変形したステント基体３０が管腔の内壁に対して作用させる拡張保持力が維持される拡張維持期間（Ｔ４）内であって、かつ、生体内に留置された後からステント基体３０が分解吸収されるまでの分解吸収期間（Ｔ５）の６０％の期間が経過する前に、薬剤コーティング部７０が分解吸収されるように構成している。分解吸収期間（Ｔ５）は、例えば、２４ヶ月（約２年）に設定することができる。
　本実施形態において、ステント１０の拡張維持期間は、例えば、ステント１０のラジアルフォースが０．２Ｎ／ｍｍ以上を維持している期間として定義することができる。そして、生体の血管内に留置した状態のステント１０の拡張維持期間は、例えば、次のように確認することができる。３７℃のリン酸緩衝生理食塩水にステント１０を浸漬させ、所定期間経過後にラジアルフォースを測定し、浸漬を開始した時点からラジアルフォースが０．２Ｎ／ｍｍ未満となった時点までの期間（時間）を拡張維持期間とすることができる。
　また、ラジアルフォースは、ステント１０を外周側から均一に圧縮し、外力が作用していない状態のステント１０と比較して拡張径が５０％まで圧縮したときに生じる力の最大値を測定することで得ることができる。
　また、薬剤コーティング部７０は、好ましくは、分解吸収期間（Ｔ５）の２５％の期間が経過するまでに分解吸収されるように構成することができる。分解吸収期間（Ｔ５）が２４ヶ月である場合、薬剤コーティング部７０は、６ヶ月（約半年）以内に分解吸収されるように構成することができる。
　また、薬剤コーティング部７０は、より好ましくは、留置開始時（Ｔ１）にステント基体３０（ステント１０）が管腔の内壁に対して作用させる初期拡張保持力が減少し始める前に分解吸収されるように構成することができる。分解吸収期間（Ｔ５）が２４ヶ月である場合、「初期拡張保持力が減少し始める」時は、留置開始時（Ｔ１）から７～８ヶ月経過した時（Ｔ３）に設定することができる。なお、初期拡張保持力は、治療対象となる管腔や疾患の状態にもよるが、例えば、０．５～４．０Ｎ／ｍｍに設定することができる。
　また、ステント基体３０は、分解吸収期間（Ｔ５）の５０％の期間が経過するまでに拡張保持力を消失するように構成することができる。分解吸収期間（Ｔ５）が２４ヶ月である場合、「拡張保持力を消失する」時は、留置開始時（Ｔ１）から１２ヶ月経過した時（Ｔ４）に設定することができる。
　また、ステント基体３０は、分解吸収期間（Ｔ５）の２５％の期間が経過するまでの間は、留置開始時に管腔の内壁に対して作用させる初期拡張保持力の５０％以上の大きさの拡張保持力を維持するように構成することができる。つまり、分解吸収期間（Ｔ５）が２４ヶ月である場合、留置開始時（Ｔ１）から６ヶ月経過するまでの間は、初期拡張保持力の５０％以上の大きさの拡張保持力を維持するようにステント基体３０を構成することができる。
　次に、図４～図９を参照して、上記のように構成されたステント１０を生体内の管腔（血管１００）に留置した際のステント１０の状態の変化を説明する。
　まず、図４に示すように、ステント１０は、バルーンカテーテルに備えられるバルーン（図示省略）にクリンプされた状態で、狭窄部１２０が形成された血管１００の内腔１１０にデリバリーされる。なお、ステント１０を生体内にデリバリーするためのバルーンカテーテルとしては、例えば、ラピッドエクスチェンジ型やオーバーザワイヤ型等の公知のバルーンカテーテルを使用することができる。
　次に、図５（Ａ）、（Ｂ）に示すように、ステント１０がマウントされたバルーンを拡張することにより、ステント１０を拡径変形させる。拡径変形したステント１０は、血管１００の内壁１０１に対して拡張保持力を作用した状態で留置される。バルーンは適宜収縮されて、血管１００から抜去される。
　図６（Ａ）、（Ｂ）に示すように、ステント１０の留置開始後、所定の期間（図３中のＴ２）が経過すると、薬剤コーティング部７０および付着性向上部８０が分解吸収する。なお、薬剤コーティング部７０からの薬剤の溶出は、薬剤コーティング部７０が分解吸収する前に終了する。
　図７（Ａ）、（Ｂ）に示すように、薬剤コーティング部７０が分解吸収した後、所定の期間が経過すると、ステント基体３０の分解の進行に応じて、ステント基体３０の拡張保持力の減少（低下）が開始する（図３中のＴ３時）。
　図８（Ａ）、（Ｂ）に示すように、さらに所定の期間が経過して、ステント基体３０の分解が進行すると、ステント基体３０の拡張保持力が消失する（図３中のＴ４時）。なお、「拡張保持力が消失する」とは、ステント基体３０と血管１００の内壁１０１の直接的な接触の有無は問わず、ステント基体３０が血管１００の内腔１１０を押し広げる拡張力を作用させなくなった状態のことを意味する。
　その後、さらに所定の期間が経過すると、図９（Ａ）、（Ｂ）に示すように、ステント基体３０（ステント１０）の分解吸収が完了する（図３中のＴ５時）。
　以上、本発明に係るステント１０は、ステント基体３０が拡張保持力（ラジアルフォース）を維持する拡張維持期間の間に、薬剤コーティング部７０による所望の薬効の発現と薬剤コーティング部７０の分解吸収がなされる。また、薬剤コーティング部７０は、所望の薬効を発現した後、ステント基体３０が分解吸収される前に速やかに分解吸収される一方で、ステント基体３０は、薬剤コーティング部７０が分解吸収された後においても所定の期間に亘って拡張保持力を維持する。したがって、管腔（血管１００）が拡張した状態を所望の期間に亘って好適に維持することができ、かつ、薬効が適切に発現されることにより治療効果が向上された生分解性ステントを提供することができる。
　以下、本発明を実施例により更に具体的に説明するが、本発明はこれらに限定されるものではない。
　＜実施例１＞
　実施例１のステントは、外径２．０ｍｍ、軸方向長さ１８ｍｍの円筒形状で、略菱形の切り欠き部（図１（Ｂ）中の破線部４９で示す部分）を有する線状構成要素（幅０．１ｍｍ）からなるステント基体（材質：ＰＬＬＡ）と、乳酸－カプロラクトン共重合体とシロリムスを重量比１対１の割合で混合した薬剤コーティング部とで構成される。
　実施例１のステントの薬剤コーティング部は、加水分解により４ヵ月で全て分解される。実施例１のステントのステント基体は、留置を開始して５カ月経過した後に留置前の７０％以上の重量を維持し、ラジアルフォースが１．５Ｎ／ｍｍとなる。また、実施例１のステントの分解吸収期間は４年となる。
　＜実施例２＞
　実施例２のステントは、外径２．０ｍｍ、軸方向長さ１８ｍｍの円筒形状で、略菱形の切り欠き部（図１（Ｂ）中の破線部４９で示す部分）を有する線状構成要素（幅０．１ｍｍ）からなるステント基体（材質：ＰＬＬＡ）と、ＰＬＧＡとシロリムスを重量比１対１の割合で混合した薬剤コーティング部とで構成される。
　実施例２のステントの薬剤コーティング部は、加水分解により５ヵ月で全て分解される。実施例２のステントのステント基体は、留置を開始して５カ月経過した後に留置前の７０％以上の重量を維持し、ラジアルフォースが１．５Ｎ／ｍｍとなる。また、実施例２のステントの分解吸収期間は４年となる。
　以上、実施形態を通じて本発明に係るステントを説明したが、本発明は実施形態において説明した構成のみに限定されることはなく、特許請求の範囲の記載に基づいて適宜変更することが可能である。
　本出願は、２０１５年１月１３日に出願された日本国特許出願第２０１５－００４３１２号に基づいており、その開示内容は、参照により全体として引用されている。
１０　ステント（生分解性ステント）、
３０　ステント基体、
４１　ストラット、
４１ｂ　ストラットの外表面、
４１ｃ　ストラットの側面、
７０　薬剤コーティング部、
８０　付着性向上部、
１００　血管、
１０１　血管の内壁、
１１０　血管の内腔、
１２０　狭窄部。

Claims (17)

  1. 　生体内で分解吸収される生分解性ステントであって、
    　生分解性の材料により構成され、生体内で拡径変形されるステント基体と、
    　前記ステント基体に形成された生分解性の薬剤コーティング部と、を有し、
    　前記薬剤コーティング部は、
    　拡径変形した前記ステント基体が管腔の内壁に対して作用させる拡張保持力が維持される拡張維持期間内であって、かつ、生体内に留置された後から前記ステント基体が分解吸収されるまでの分解吸収期間の６０％の期間が経過する前に、分解吸収される、生分解性ステント。
  2. 　前記薬剤コーティング部は、前記分解吸収期間の２５％の期間が経過するまでに分解吸収される、請求項１に記載の生分解性ステント。
  3. 　前記薬剤コーティング部は、留置開始時に前記ステント基体が前記管腔の内壁に対して作用させる初期拡張保持力が減少し始める前に分解吸収される、請求項１または請求項２に記載の生分解性ステント。
  4. 　前記ステント基体は、前記分解吸収期間の５０％の期間が経過するまでに前記拡張保持力を消失する、請求項１～３のいずれか１項に記載の生分解性ステント。
  5. 　前記ステント基体は、前記分解吸収期間の２５％の期間が経過するまでの間は、留置開始時に前記管腔の内壁に対して作用させる初期拡張保持力の５０％以上の大きさの拡張保持力を維持する、請求項１～４のいずれか１項に記載の生分解性ステント。
  6. 　前記分解吸収期間は２４ヶ月である、請求項１～５のいずれか１項に記載の生分解性ステント。
  7. 　前記ステント基体および前記薬剤コーティング部は、それぞれ独立して、脂肪族ポリエステル、ポリエステル、ポリ酸無水物、ポリオルソエステル、ポリカーボネート、ポリホスファゼン、ポリリン酸エステル、ポリビニルアルコール、ポリペプチド、多糖、タンパク質、セルロースからなる群から選択される重合体、ならびに前記重合体を構成する一以上の単量体から構成される共重合体からなる群より選択される少なくとも一種の生分解性（共）重合体を含む、請求項１～６のいずれか１項に記載の生分解性ステント。
  8. 　前記薬剤コーティング部は、当該ステントを３７℃のリン酸緩衝生理食塩水に浸漬後に前記拡張保持力が０．２Ｎ／ｍｍとなる時点での前記薬剤コーティング部における（共）重合体量が前記浸漬前の薬剤コーティング部の（共）重合体量に対して１０質量％以下であるような生分解速度を有する生分解性（共）重合体を含む、請求項７に記載の生分解性ステント。
  9. 　前記薬剤コーティング部は、当該ステントを３７℃のリン酸緩衝生理食塩水に浸漬してから６ヶ月以内に前記薬剤コーティング部における（共）重合体量が前記浸漬前の薬剤コーティング部の（共）重合体量に対して５質量％以下であるような生分解速度を有する生分解性（共）重合体を含む、請求項７または請求項８に記載の生分解性ステント。
  10. 　前記ステント基体および前記薬剤コーティング部は、１０，０００以上の重量平均分子量を有する生分解性（共）重合体を含む、請求項７～９のいずれか１項に記載の生分解性ステント。
  11. 　前記ステント基体および前記薬剤コーティング部は、同じ構成単位から構成されるが組成の異なる生分解性（共）重合体を含む、請求項７～１０のいずれか１項に記載の生分解性ステント。
  12. 　前記薬剤コーティング部は、予め放射線照射された生分解性（共）重合体を含む、請求項７～１１のいずれか１項に記載の生分解性ステント。
  13. 　前記薬剤コーティング部に含まれる１０，０００以下の重量平均分子量を有する生分解性（共）重合体の含有量が、前記ステント基体に含まれる１０，０００以下の重量平均分子量を有する生分解性（共）重合体の含有量に対して１質量％以上多い、請求項７～１２のいずれか１項に記載の生分解性ステント。
  14. 　前記薬剤コーティング部は、免疫抑制剤を含む、請求項１～１３のいずれか１項に記載の生分解性ステント。
  15. 　前記免疫抑制剤は、シロリムス、エベロリムス、ピメクロリムス、ゾタロリムス等のシロリムス誘導体、バイオリムス、タクロリムス、アザチオプリン、シクロスポリン、シクロフォスファミド、ミコフェノール酸モフェチル、グスペリムスからなる群より選択される少なくとも一種である、請求項１４に記載の生分解性ステント。
  16. 　前記薬剤コーティング部は、前記ステント基体に形成されたストラットの外表面のみに形成されるか、または前記ストラットの外表面および前記ストラットの側面の少なくとも一部のみに形成される、請求項１～１５のいずれか１項に記載の生分解性ステント。
  17. 　前記ステント基体とは異なる生分解性の材料により構成され、前記ステント基体と前記薬剤コーティング部との間において前記ステント基体に対する前記薬剤コーティング部の付着性を高める付着性向上部をさらに有し、
    　前記付着性向上部は、前記ステント基体が分解吸収される前に、分解吸収される、請求項１～１６のいずれか１項に記載の生分解性ステント。
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Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2018047520A1 (ja) * 2016-09-09 2018-03-15 テルモ株式会社 ステント
WO2018047519A1 (ja) * 2016-09-09 2018-03-15 テルモ株式会社 ステント
JP2020513916A (ja) * 2016-12-29 2020-05-21 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． ポリマー繊維から形成された医療装置
WO2020184131A1 (ja) * 2019-03-08 2020-09-17 国立大学法人大阪大学 シロリムスまたはその誘導体を含有する全身作用型外用剤
WO2020184128A1 (ja) * 2019-03-08 2020-09-17 国立大学法人大阪大学 シロリムスまたはその誘導体を含有する局所適用外用剤

Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2017164323A (ja) * 2016-03-16 2017-09-21 テルモ株式会社 ステント
CN116439877A (zh) * 2023-03-23 2023-07-18 杭州圣石科技股份有限公司 一种可降解消化道支架及其制备方法

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005523119A (ja) * 2002-04-24 2005-08-04 サン バイオメディカル， リミテッド 薬物送達脈管内ステントおよび再狭窄を処置するための方法
JP2006291091A (ja) * 2005-04-13 2006-10-26 Toray Ind Inc 架橋性生分解性樹脂の生分解速度を制御する方法及びその生分解速度制御された架橋性生分解性樹脂成形物
JP2012533408A (ja) * 2009-07-21 2012-12-27 アボット カルディオバスキュラー システムズ インコーポレーテッド 分解速度が調節可能な生分解性ステント
JP2013153822A (ja) * 2012-01-27 2013-08-15 Terumo Corp 生体内留置用ステントおよび生体器官拡張器具

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005523119A (ja) * 2002-04-24 2005-08-04 サン バイオメディカル， リミテッド 薬物送達脈管内ステントおよび再狭窄を処置するための方法
JP2006291091A (ja) * 2005-04-13 2006-10-26 Toray Ind Inc 架橋性生分解性樹脂の生分解速度を制御する方法及びその生分解速度制御された架橋性生分解性樹脂成形物
JP2012533408A (ja) * 2009-07-21 2012-12-27 アボット カルディオバスキュラー システムズ インコーポレーテッド 分解速度が調節可能な生分解性ステント
JP2013153822A (ja) * 2012-01-27 2013-08-15 Terumo Corp 生体内留置用ステントおよび生体器官拡張器具

Cited By (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2018047520A1 (ja) * 2016-09-09 2018-03-15 テルモ株式会社 ステント
WO2018047519A1 (ja) * 2016-09-09 2018-03-15 テルモ株式会社 ステント
JP2020513916A (ja) * 2016-12-29 2020-05-21 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． ポリマー繊維から形成された医療装置
US10966848B2 (en) 2016-12-29 2021-04-06 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices formed from polymer filaments
JP2021180869A (ja) * 2016-12-29 2021-11-25 ボストン サイエンティフィック サイムド, インコーポレイテッドBoston Scientific Scimed, Inc. ポリマー繊維から形成された医療装置
JP7280317B2 (ja) 2016-12-29 2023-05-23 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッド ポリマー繊維から形成された医療装置
JP7360944B2 (ja) 2016-12-29 2023-10-13 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッド ポリマー繊維から形成された医療装置
WO2020184131A1 (ja) * 2019-03-08 2020-09-17 国立大学法人大阪大学 シロリムスまたはその誘導体を含有する全身作用型外用剤
WO2020184128A1 (ja) * 2019-03-08 2020-09-17 国立大学法人大阪大学 シロリムスまたはその誘導体を含有する局所適用外用剤

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