JP5323297B2 - 生体崩壊性のステント - Google Patents

Description

本特許出願は本明細書に参考文献として含まれている２００２年１月１５日に発行されている現在において米国特許第６，３３８，７３９号である１９９９年１２月２２日に出願されている米国特許出願第Ｓ／Ｎ０９／４７０，６１９号の継続出願である２００３年３月２５日に発行されている現在において米国特許第６，５３７，３１２号である２００１年８月２０日に発行されている米国特許出願第Ｓ／Ｎ０９／９３３，０５９号の継続出願である２００２年９月２７日に出願されている非暫定係属米国特許出願第１０／２５６，９４２号の恩典を主張している一部継続出願である。
本発明は医療装置に関し、特に、生体崩壊性のポリマーにより形成されたステント装置に関する。

これまで、導管または脈管等の人間の体内の内腔部を維持するためのステント医療装置またはその他の種類の内腔内の機械的支持装置の使用方法が開発されて、現在においては内腔部の狭窄または遮断に対する主要な治療方法になっている。ステントの種々の外科処置における使用方法がステント装置による経験の蓄積と共に急速に受け入れられてきており、これらを使用する外科処置の数がその利点が広く認識されるにつれて増加しつつある。例えば、前立腺尿道、食道、胆汁管、腸管、および種々の冠状動脈および静脈、並びに、大腿動脈等のような遠隔の心臓脈管のような通路を開口状態に保つために体内腔内にステントを使用することが知られている。現在において利用されているステントは永久ステントおよび一時的ステントの２種類がある。永久ステントは不確定量の時間だけ体内腔内において維持できるように構成されている。一方、一時的ステントは一定の時間だけ体内腔内に維持されて、例えば、外科処置または傷害により生じる内腔に対する損傷の後に、その体内腔の開通性を維持するように構成されている。一般に、永久ステントは体内腔の損傷を受けた壁部組織を長期にわたって支持するように構成されている。このような永久ステントの用途として、心臓脈管系、泌尿器系、胃腸管系、および婦人科系の用途を含む多数の従来用途がある。

このような永久ステントは、例えば、心臓脈関係の用途において、経時的に、内皮組織により包容または被覆されることが知られている。同様に、永久ステントは、例えば、尿道系の用途において、上皮により被覆されることが知られている。

一方、一時的ステントは特定の制限された時間だけ内腔開口部の開通性を維持するように構成されていて、組織の内部成長または包容化により内腔部の壁部内に取り込まれないことが好ましい。また、好ましくは、この一時的ステントは、例えば、内腔部の損傷した組織が治癒されてステントが当該内腔部の開通性を維持する必要が無くなった後のような、所定の臨床的に適当な時間の経過後に体内腔部から除去できる。例えば、この一時的ステントは前立腺の遮断またはその他の尿道の構造的病気の治療における用途の体内配備式カテーテルの置換体として使用できる。この一時的ステントの体内腔におけるさらに別の用途として、レーザーまたは熱的な切除のようなエネルギーによる切除処置、または前立腺組織の照射後に用いて術後の急速な尿道の維持またはその他の体液の維持を調節するために使用できる。

上記の永久ステントおよび一時的ステントの両方を種々の従来的な生体許容性の金属材により作成することが当業界において知られている。しかしながら、金属製のステントの使用に伴う幾つかの不都合点がある。例えば、金属製のステントは体組織により被覆される、包容される、上皮化される、または埋め込まれる可能性がある。このようなステントは場合によりその初期的な挿入位置から移動して、内腔における周囲組織に対して刺激を生じることが知られている。また、金属材は一般に内腔内の周囲組織よりもはるかに硬質で剛性が高いために、解剖学的または生理学的に不適合となって、組織を損傷したり、望ましくない生物学的応答を生じる可能性がある。また、永久的な金属ステントは不確定な時間にわたって移植されるように設計されているが、このような永久的な金属ステントを除去することが必要になる場合がある。例えば、外科的な介入を必要とする生物学的応答が生じた場合に、このようなステントを二次的な処置により除去することが必要になる場合が多い。また、金属ステントが一時的ステントの場合においても、臨床的に適当な時間の経過後に除去することが必要になる。すなわち、金属ステントが永久ステントまたは一時的ステントの如何に拘わらず、このステントが包容状態または上皮化された状態等になれば、このステントの外科的除去により患者に対して不所望な痛みや不快を与えることになり、内腔組織に対して付加的な傷害を与える可能性がある。このような痛みや不快に加えて、患者は金属ステントを除去するために、手術の危険性を伴う時間のかかる複雑な外科処置を経験しなければならない。

上記のような金属ステントの場合と同様の不都合および問題が非吸収性で生体適合性のポリマーまたはポリマー組成物により作成されている永久ステントを用いる場合においても生じる可能性があるが、これらの材料は剛性を減少する等のような特別な利点を提供する可能性がある。

さらに、一時的ステントを製造する場合に生体吸収性および生体崩壊性の材料を使用することが知られている。このようなステントを作成するための従来的な生体吸収性または生体崩壊性の材料は経時的に吸収されるか崩壊して体内腔からステントを除去するための外科処置の必要性を排除するために選択される。このようなステントを外科的に除去する必要がなくなることに伴う利点に加えて、生体吸収性で生体崩壊性の材料が、特に大抵の従来的に使用されていた生体適合性の金属材に比べて、優れた生体適合性を有する傾向があることが知られている。さらに、生体吸収性で生体崩壊性の材料により作成されたステントの別の利点は、その機械的特性が、脈管や内腔を損傷する一定のステントの傾向を生じる可能性のある金属ステントに伴う場合の多い剛性や硬さをほとんど排除または減少するように設計できることである。

しかしながら、このような生体吸収性または生体崩壊性のステントの使用に伴う不都合点が存在することが知られている。すなわち、このような不都合点はステントを作成する材料の限界により生じる。このような現行のステントに伴う不都合点の一例は材料の分解が速すぎることである。このようなステントの尿道等のような内腔の内部における大形の硬い破片への不適当な分解または崩壊により排尿等のような正常な流れが遮られて、内腔の開通性を与えると言うステントの主要な目的が損なわれることになる。あるいは、このようなステントが分解するために長い時間がかかり、その治療目的の達成後に相当な長時間の期間にわたり標的の内腔の中に滞在する。従って、例えば、尿道のような尿環境内に移植された場合に、石を形成すると言うこれらの材料に伴う長期の危険性がある。

従って、当該技術分野においては、生体崩壊性のポリマーにより作成した新規な一時的ステントが要望されており、これらのステントは所定の治療目的を達成するために一定の処方された臨床的に適当な時間の存続期間にわたり一定の体内腔内においてその機能を維持した後に、患者に対して刺激、閉塞、痛みまたは不快を生じる可能性のある大形の硬い破片に分解することなく崩壊する。

本発明の好ましい実施形態において、上記の一時的ステントは極めて軟質の粒子または軟質の繊維要素として容易に体外に出て、患者に対する刺激、閉塞、痛みまたは不快が、排除されるか、仮に存在しても、最少になる。

本発明の目的は体内腔内に挿入するための一定のステントを提供することであり、当該ステントは生体崩壊性のポリマーにより作成されていて、特定の治療時間の経過後に体内腔から容易に排出することが可能である。

本発明の別の目的は生体崩壊性の高分子組成物を提供することであり、当該組成物は上記の一時的ステントを作成するために使用可能であり、崩壊または分解して体内腔から排出されることにより、体内に実質的に吸収されることなく刺激、閉塞、痛みおよび不快をほとんどまたは全く生じない。

本発明のさらに別の目的は第１の生体内の崩壊速度を有する一定の内側コアおよび第２の生体内の崩壊速度を有する一定の外側層を有する一定の部材により作成されているステントを提供することである。

それゆえ、種々の体内腔において使用するための移植可能なステントが開示されており、これらの内腔は自然の解剖学的構造の一部として存在しているか、外科的に形成されている。上記のステントは一定の管状構造体または螺旋構造体等のような一定の細長い中空の部材であり、好ましい実施形態において、一定の巻き付けられた繊維により形成されている複数のコイルを有する一定の螺旋構造体を有している。さらに、このステントは長手軸および長手軸に沿う通路を有している。また、上記のコイルは一定のピッチを有している。さらに、上記螺旋状のステントは一定の内側コアを有するフィラメントまたは繊維により形成されている。この内側コアは一定の外表面部を有している。また、随意的に、この内側コアは中空にできる。さらに、上記のフィラメントまたは繊維は上記内側コアの一定の外表面部を被覆している一定の外側層、被膜または構造も有している。さらに、このフィラメントまたは繊維は一定の断面を有している。上記の内側コアおよび外側層のそれぞれの崩壊速度は、その内側コアの崩壊速度が外側層の崩壊速度よりも大きくなるように選択されている。このことにより、内側コアは生体内で崩壊し、その機械的保全性が失われて外側層の崩壊の前にほとんど完全に内腔部から除去される一方で外側層が残るということが効果的に行なえる。このような内側コアは、ラクチド、グリコリド、パラ−ジオキサノン、カプロラクトン、およびトリメチレン・カーボネート、カプロラクトン、これらの混合物およびこれらのコポリマーから成る群から選択される種々のモノマーにより作成されている。また、上記の内側コアを作成するために使用する材料の重要な特性は、その材料が第１の崩壊速度を有していること、およびその崩壊速度が第２の崩壊速度を有する上記外側層の崩壊速度よりも高いか大きいことである。

また、外側層または外側構造体は少なくとも２種類のポリマーまたはコポリマーの一定の混合物により構成されている。この混合物は少なくとも１種類の比較的に速く崩壊するポリマーおよび１種類の比較的に遅く崩壊するポリマーを含有している。さらに具体的に言えば、この外側層または外殻層は少なくとも２種類のポリマーにより構成されていて、当該ポリマーの第１のものは少なくとも８０モル％の重合化グリコリドを含有している一定の高濃度グリコリドのラクチド／グリコリド・コポリマーであり、当該ポリマーの別のものは少なくとも５０モル％の重合化ラクチドを含有している一定の高濃度ラクチドのコポリマーである。さらに、全体の混合物は少なくとも５０重量％の高濃度グリコリド・コポリマーおよび少なくとも５重量％の高濃度ラクチド・コポリマーを含有しており、好ましくは、この全体の混合物は約３８乃至約９７重量％の重合化グリコリドを含有している。

好ましくは、上記外側層または外殻層は少なくとも２種類のポリマーの一定の混合物により構成されていて、当該ポリマーの第１のものは少なくとも８０モル％の重合化グリコリドを含有している一定の高濃度グリコリドのラクチド／グリコリド・コポリマーであり、当該ポリマーの別のものは少なくとも５０モル％の重合化ラクチドを含有している一定の高濃度ラクチドのラクチド／グリコリド・コポリマーである。さらに、全体の混合物における各高分子の成分（すなわち、硫酸バリウム等のような非高分子性の成分を計算に入れない成分）は少なくとも５０重量％の高濃度グリコリド・コポリマーおよび少なくとも２０重量％の高濃度ラクチド・コポリマーを含み、この全体の混合物は約３８乃至約８９重量％の重合化グリコリドを含有していて、その残りが重合化ラクチドである。

最も好ましくは、上記外側層または外殻層は少なくとも２種類の混合物により構成されていて、当該ポリマーの第１のものは１０／９０ラクチド／グリコリド・コポリマーである高濃度グリコリド・コポリマーであり、当該ポリマーの別のものは８５／１５ラクチド／グリコリド・コポリマーである高濃度ラクチド・コポリマーである。さらに、全体の混合物における各高分子の成分（すなわち、硫酸バリウム等のような非ポリマー成分を計算に入れない成分）は約６０重量％の高濃度グリコリド・コポリマー（１０／９０ラクチド／グリコリド・コポリマー）および約４０重量％の高濃度ラクチド・コポリマー（８５／１５ラクチド／グリコリド・コポリマー）を含有しており、この全体の混合物は約６０重量％の重合化グリコリドおよび約４０重量％の重合化ラクチドを含有している。

一般的に、上記内側コアは体液に曝されることにより上記外側層よりも大きな速度で加水分解および分解することにより崩壊する。その後、この内側コアは体液により容易に除去される小さな顆粒状の粒子に分裂する。一方、外側層は崩壊するか浸食されて小繊維形態の構造になる。このように、コアが比較的に速く崩壊し、生体内の環境に十分に曝された後に、機械的な保全性がほとんどまたは全く失われて徐々に除去されることにより、そのステントの断面が一定の中実状態から一定の軟質構造に変化して徐々に中空状態になる。このように、加水分解性の環境への曝露により、漸進的に崩壊するステントは容易に体内腔から排出することが可能になり、閉塞、痛みまたは不快の可能性が最少になる。上記の内側コアおよび外殻層は共に崩壊性であるが、生体吸収性でないために、それぞれの崩壊生成物は体内腔を通過して排出される。本発明の実施形態の一例において、この装置は生体内の環境において軟質で柔軟になるために、実質的に単一の破片の状態で内腔部から容易に排出することが可能になる。また、別の実施形態において、この装置は軟質で柔軟になるだけでなく、内腔部を通過して排出できるさらに小形の分離している非閉塞性の破片に分解する。

本発明のさらに別の態様は放射線不透過性である一定の繊維により作成されている上記のようなステントである。

さらに、本発明の別の態様は上記の内側コアを伴わない上記の外側層だけを備えている上記のようなステントである。

さらに、本発明の別の態様は一定の螺旋構造を有するステントを作成するための上記のような繊維である。

本発明のさらに別の態様は一定の体内腔の開通性を維持するために外科処理において本発明のステントを使用する方法である。すなわち、先ず、本発明の一定のステントが供給される。このステントは細長い中空の部材であり、好ましい実施形態において、複数のコイルを有する一定の螺旋構造を有している。また、この部材は一定の長手軸を有している。さらに、上記のコイルは一定のピッチを有している。さらに、上記の構造は一定の内側コアを有する一定のフィラメントまたは繊維により作成されている。この内側コアは一定の外表面部を有している。随意的に、この内側コアは中空である。さらに、上記のフィラメントまたは繊維はその内側コアの外表面部を実質的に全て被覆している一定の外側層も有している。また、このフィラメントまたは繊維は一定の断面を有している。上記の内側コアおよび外側層のそれぞれの崩壊速度は、好ましい一定の実施形態において、その内側コアの崩壊速度が外側層の崩壊速度よりも大きくて、当該内側コアが生体内において崩壊して、その機械的保全性を失い、外側層が崩壊して消去する前に、一定の内腔部から実質的に除去されることが効果的に行なわれるように選択される。一般的に、上記内側コアは体液への曝露により上記外側層よりも大きな速度で加水分解または分解することにより崩壊し、上記外側層は崩壊するか浸食されて一定の軟質で繊維質の形態になる。このようなステントは一定の患者の体内腔の中に挿入されることにより、その体内腔の開通性を一定範囲の時間にわたり維持する。すなわち、このステントは一定の十分な時間だけ一定の体内腔の中に保持されることにより、その体内腔が開口状態に効果的に維持され、上記内側コアが効果的に崩壊することにより、軟化した外側コアがその内腔から排出できるようになる。

本発明のさらに別の態様は上記のようなステントおよび繊維であり、比較的に遅い崩壊性の高分子の混合物が上記のコアに使用されていて、比較的に速い崩壊性の高分子材料が上記の外側層または外側構造部分として使用されている。

従って、本発明によれば、生体崩壊性のポリマーにより作成した新規な一時的ステントが提供でき、これらのステントは所定の治療目的を達成するために一定の処方された臨床的に適当な時間の存続期間にわたり一定の体内腔内においてその機能を維持した後に、患者に対して刺激、閉塞、痛みまたは不快を生じる可能性のある大形の硬い破片に分解することなく崩壊する。

本発明の上記およびその他の態様は以下の説明、実施例、および添付図面によりさらに明らかになる。

図１乃至図９において、本発明の一定のステントの好ましい実施形態が示されている。図３において示されているように、ステント１０は一連の接続状態のコイル２０を有する一定の螺旋状の構造を有して示されている。これらのコイルは繊維１００により形成されている。この用語の「繊維（fiber）」は本明細書において用いられているように繊維だけではなくフィラメントも含むものとして定義されている。この繊維１００は一定の連続状の繊維であることが好ましいが、上記ステント１０を２個以上の繊維の部分により作成した後にこれらを繋ぎ合わせることも可能である。図４において示されているように、繊維１００は内側コア１１０および外側層またはコーティング層１３０を有している。さらに、内側コア１１０は外表面部１１５を有して示されている。この内側コア１１０の外表面部１１５を外側層またはコーティング層１３０が被覆している。さらに、この外側層１３０は内表面部１３５および外表面部１４０を有して示されている。好ましくは、この外側層１３０の内表面部１３５は内側コア１１０の外表面部１１５に接触して固着している。さらに、この外側層１３０は一定の構造体、層、またはコーティングとして本明細書において説明されている。例えば、この外側層１３０は上記コア１１０の上に被覆することができ、このコア１１０と共に同時押出成形することも可能であり、あるいは、後続的にコア１１０の上に取り付けるか固着できる。さらに、このステントは一定の長手軸７０および中央通路１１を有して示されている。また、このステント１０はコイル２０の第２の部分５０に接続したコイル２０の第１の先端側部分３０を有しており、これらの部分３０および５０はヒンジ状の接続用の繊維６０により接続されている。このヒンジ状の接続用繊維６０に隣接するコイルの先端側部分３０は外部括約筋よりも先端側に挿入される一定の固定部分を形成する。一方、ステント１０の基端側部分５０は前立腺尿道内に保持される。この基端側部分５０は直径２４を有するコイル２０を有して示されており、さらに通路５１も有している。また、上記ステント１０の先端側部分３０は直径２２を有するコイル２０を有している。さらに、この先端側部分３０は一定の通路３１を有している。これらの通路３１および５１は互いに連通してステント１０の通路１１を形成する。

図２１Ａ乃至図２１Ｃにおいて示されているように、本発明の別の実施形態において、一定のステント４０が一連の接続したコイル４２を有する一定の螺旋状の構造であるとして示されている。このステント４０はコイル４２の第１の先端側部分４６および当該コイル４２の第２の基端側部分４４を有して示されている。このステント４０の先端側部分４６は外部括約筋よりも基端側に挿入されて前立腺尿道の中に保持される一定の固定用の部分を形成している。同様に、上記ステント４０の基端側部分４４は前立腺尿道内に配置されて保持される。この基端側部分４４は一定の直径４５を有しており、先端側部分４６は一定の直径４７を有している。さらに、この直径４５は直径４７よりも小さい。

図４において示されているように、本発明のステント１０および４０の一例の好ましい実施形態は一定の卵形の断面形状を有する繊維１００を有している。なお、この繊維１００は丸形、方形、多角形、湾曲形、卵形、およびこれらの組み合わせおよびその等価物を含む一定の用途に応じた種々の形状を有することができる。当該技術分野の熟練者であれば、特定の断面形状が上記のステントにおいて異なる利点を賦与することが認識できる。例えば、一定の卵形の断面を有する本発明の繊維における利点はラインに乗せることが可能であることによるステントの製造プロセスの容易さ、後の製造プロセスにおける繊維からステントへの１段階の遷移、外科処置中にステントの長さを調節して特定の患者の解剖学的構造に適合させることが可能であることによるステント配備中の柔軟さ、および機械的特性を向上させることが可能であることを含む。さらに、上記のような卵形の繊維のコア段面は丸形の繊維よりも崩壊速度が速くなる傾向があり、さらに明らかな崩壊性の生成物を生じることができる。崩壊性の生成物が軟質であるほど刺激が少なくなり、最終的な通過の際の不快感が減少できる。さらに、望まれる場合に、上記繊維１００は図１５において示されているような一定の中空の長手方向に沿う通路を有することが可能であり、この場合に、一定の繊維８００は一定の外側層８１０、一定の内側コア８２０、およびこのコア８２０の中における一定の中空の長手軸に沿う通路８３０を有している。さらに、本発明の螺旋状のステントの別の実施形態が図１０および図１１において示されている。このステント７００は内側コア７１２および外側層７１５をそれぞれ有する二重の繊維７１０により作成されている。さらに、このステント７００は複数のコイル７２０を有して示されており、その第１の部分７３０および第２の部分７４０がヒンジ状の接続部分７５０を介して連結している。また、このステント７００は長手方向に沿う通路７０２を有している。各繊維７１０は円形の断面を有しており、好ましくは、各繊維の長さに沿う幾つかの位置において接合されている。

本発明のステントの別の実施形態が図１２において示されている。このステント５００は両端部５１０および５２０、並びにこれらの端部５１０および５２０における開口部５１１および５２１に対してそれぞれ連通している内側通路５３０を有している一定の管状構造である。さらに、このステント５００は内側コア部分５４０および外側層または外側構造部分５５０を有して示されている。さらに、望まれる場合に、このステント５００は、図１４において示されているような一定の格子状のパタンに配列されている外側構造部分５５０および内側コア５４０を貫通している種々の従来的な形状の開口部５９０を有することもできる。さらに、望まれる場合に、上記開口部５９０は外側構造部分５５０のみを貫通するように構成できる。このようなステント５００の断面が図１３において示されている。この場合に、内側コア部分５４０および外側層または外側構造部分５５０を容易に見ることができる。

特別に好ましいわけではないが、本発明のステントは一定の内側コアを伴わずに繊維により製造することも可能である。すなわち、このような繊維は内側コアの無い崩壊可能な外側層のみを有することになる。さらに、これらの繊維は中実にすることができ、あるいは、中空の通路を有することも可能である。同様に、一定の管状構造が望まれている場合に、上記の繊維は内側のコアを伴わずに一定の中空の通路を有して作成することが可能であり、その外側層に使用する高分子組成物により全体を作成することも可能である。

好ましくは、ステント１０は一定の所望の断面形状を有する生体吸収性の高分子の繊維１００により製造されている。このステント１０の長さおよび全体の直径は患者の解剖学的構造、当該解剖学的構造の寸法、および尿道内腔に影響する外科処置の種類を含む多数の要因により決まる。例えば、本発明の実施において有用なステント１０の全長は内腔通路を開口状態に効果的に維持するために十分である。一般に、成人男性の尿道の用途における長さは約１０ｍｍ乃至約２００ｍｍであり、さらに一般的には約２０ｍｍ乃至約１００ｍｍであり、好ましくは約４０ｍｍ乃至約８０ｍｍである。また、本発明のステント１０の直径は一定の内腔部を開口状態に効果的に維持するために十分である。特定の前立腺尿道の用途において、上記ステントは前立腺尿道および外部括約筋を架橋する異なる直径を有する２個の部分を有している。一般的に、前立腺尿道の中に配置されるステントの基端側部分の直径は約２ｍｍ乃至約２５ｍｍであり、さらに一般的には約４ｍｍ乃至約１５ｍｍであり、好ましくは約６ｍｍ乃至約１０ｍｍである。また、外部括約筋よりも先端側に固定するために使用するステントの先端側部分の直径は約２ｍｍ乃至約２５ｍｍであり、さらに一般的には約４ｍｍ乃至約１５ｍｍであり、好ましくは約６ｍｍ乃至約１０ｍｍである。さらに、一定の前立腺尿道の用途における別の実施形態において、上記ステントは異なる直径を有する２個の部分を有しており、このステントは、当該ステントがその前立腺尿道の中に効果的に固定されるように、その前立腺尿道の中の実質的に全体に配置される。好ましくは、このステントは前立腺尿道の中の全体に配置される。このような実施形態において、上記ステントの基端側部分の直径は約８ｍｍ乃至約１２ｍｍの範囲であり、好ましくは約８ｍｍである。また、このステントの先端側部分の直径は約６ｍｍ乃至約２５ｍｍの範囲であり、好ましくは約１８ｍｍである。本発明のステントを製造するために使用する一定の繊維の主要な断面寸法は効果的な支持および柔軟性を賦与するために十分である。一般に、円形の断面を利用する場合に、尿道の用途における直径は約０．１ｍｍ乃至約４ｍｍであり、さらに一般的には約０．５ｍｍ乃至約３ｍｍであり、好ましくは約１ｍｍ乃至約２ｍｍである。すなわち、本発明のステントのピッチ、長さ、直径および繊維の直径は一定の尿道管の壁部の半径方向の応力に対応して十分な支持を効果的に行なうと共に、その尿道の内腔内に挿入する際の挿入の容易さおよび安定性を与えて、所望の柔軟性および内腔の開通性を与えるために十分である。このステントのピッチは単位長さ当たりのコイルの数として定められる。本特許出願の明細書においては、例えば、このピッチはステントの長さの１センチメートル当たりのコイルの数として定められている。一般的に、尿道の用途において、このピッチは約２．５乃至約１００であり、さらに一般的には約３乃至約２０であり、好ましくは約５乃至約１０である。また、尿道の用途においては隣接している各コイルの間に空隙が無いことが好ましいが、本発明のステントは隣接している各コイルの間に空間が存在していてもよい。

本発明のステントは巻き付けられた繊維構造体の他に種々の管状部材、格子状の部材等を有することも可能である。このような一定の管状のステントの例が図１２乃至図１４において示されている。なお、当該技術分野における熟練者であれば、上記のような構造体が織り状の布、メッシュ、および一定の形状に巻かれている平坦な素材等により作成可能であることが認識できる。このような構造体は、本発明による繊維および螺旋状のステントと同様に、内側コアおよび外側層を有することが可能であり、あるいは、外側層の部分を作成するために使用する混合材料により単純に作成することも可能である。

さらに、本発明のステントおよび繊維の一定の代替的な実施形態がその内側コアとして比較的に遅い崩壊性のポリマー成分を有していてその外側層として比較的に速い崩壊性のポリマー成分を有しすることに注目する必要がある。このような比較的速い崩壊性の外側層は軟質化した内側コアを残して経時的に抜け落ちるか崩壊し、その後に、内側コアが一定の内腔から排出または除去されることになる。これらのポリマー成分は上記の別の実施形態の場合、すなわち、比較的に上記の速い崩壊性および比較的に遅い崩壊性の成分の場合と同じであると考えられる。

好ましくは、本発明の繊維は第１の崩壊性のポリマー組成物から成る一定の内側コアおよび第２の崩壊性のポリマー組成物から成る一定の外側層を有するように作成されている。この内側コアのポリマー材料は、経時的に体液に曝される時に、当該内側コアが加水分解により崩壊してその機械的保全性が外側層よりも大きな速度で消失するように選択される。好ましくは、上記の内側コアは小形の顆粒状の粒子に分解して、これらの粒子が体液により容易に除去される。また、上記の外側層のポリマー被膜の一部分は、好ましくは、体液に対して生体内において曝された後に崩壊するか浸食されて一定の小繊維形態の構造になるように比較的に遅い加水分解速度を有するように選択される。このような外側層の小繊維形態は比較的に速い崩壊性の内側コアの崩壊生成物の分散を補助する。

上記外側層の小繊維形態はそのポリマー混合組成物およびこれを製造するために使用する種々のプロセス条件の結果として得られる。このような小繊維形態は上記外側層を一定の内腔の中における閉鎖または閉塞を生じる可能性のある大形の破片に分解することなく経時的に軟化させることを可能にする。本発明の一定の別の実施形態において、上記繊維は好ましくはポリマー混合物により作成されている一定の内側コアおよび一定の外側層を伴って中実または中空の断面を有している。

上記の比較的に遅い崩壊性の外側層は小繊維形態になり、比較的に速い崩壊性のコアは有意義な機械的保全性を全く失って徐々に除去される。このような異なる崩壊性の作用および崩壊した種々のポリマーの物理的状態により、ステントの断面が一定の中実状態から一定の軟質構造に減少して徐々に中空になる。さらに、上記の小繊維構造は臨床的に問題の多い崩壊したステントの除去や通過を生じる可能性のある大形の鋭利な破片に分解することなく経時的に軟化する。さらに、一定の流れの環境において、進行的に崩壊するステントは閉塞、痛みまたは不快を生じることなく体内腔の中を容易に通過できる。さらに、上記の内側コアおよび外殻層は共にそれぞれの崩壊生成物が体内腔を通過する際にその内腔の壁部に吸収されない。

一定のステントは半径方向の応力に耐えて一定の内腔内の通路を開口状態に維持する機能を実行するように構成する必要がある。このようなステントが体内腔内に存在している時に半径方向の応力に耐えるための本発明のステントの機械的な能力はその外殻層の中における生体崩壊性の材料により主に与えられる。この外殻層内の材料の強度、剛性、および厚さはそのステントの機能を維持するために必要な種々の負荷に対して効果的に耐えるために十分である。すなわち、上記内側コアが崩壊して分裂する時に、適当に選択された生体崩壊性の材料から成る一定の十分な厚さを有する外殻層の壁部が一定の内腔部の開通性を維持するために必要とされる時間だけ必要な負荷に対して効果的に耐えることができると考えられる。従って、上記のような管状の外殻層部分は特定の治療時の期間にわたり一定の体内腔の開通性または開口状態を維持する機械的な必要条件を満たすように設計することができる。一方、内側コアは、小形の顆粒状の破片に崩壊するように設計されていることに加えて、放射線不透過性のマーカーの一定のキャリヤまたはステント製造中における種々の可能な処理補助剤等のような別の機能的な必要性を満足できる別の慣用的な材料を充填することも可能である。例えば、一定の充填処理したコアは場合により一定の中空ステントが高温において巻かれる際に生じる可能性のある上記繊維の「平坦化（flattening）」を減少することができる。

崩壊速度を適当に選択することにより、上記内側コアが生体内において小さな断片に分裂する一方で、上記外側層の一部または全部が形を変えずに残り、特異的な「軟質の」断片またはフィラメントを生じる。すなわち、内側コアが体液により崩壊してステント構造体から効果的に除去された後に、残留した外側層が崩壊して軟質で、柔軟な、小繊維のフィラメントを形成し、その後、このフィラメントが形を変えずに残るか幾つかの部分に崩壊する。このような残留した軟質のフィラメント、またはその破片は内腔から容易に排出される。

既に述べたように、好ましいとは言えないが、内側コアを有していない、外側層の材料のみを有する繊維により本発明のステントを製造することが可能である。このような繊維は中空または中実のいずれでもよい。同様に、本発明の管状ステントも内側コアを伴わずに製造できる。このような実施形態を製造する場合には、同時押出成形を採用する必要がなくなる。また、他の全ての点については、ステントの機械的強度および崩壊速度についての必要条件は同様である。

本発明のステントおよび繊維に有用なポリマー材料は本明細書に参考文献として含まれる米国特許第４，８８９，１１９号に開示されている生体崩壊性のポリマーを含む。一定の内側コアを利用する本発明の実施形態においては、この内側コアはその外側層または外殻層の生体崩壊速度よりも高い生体崩壊速度を有する１種類以上のポリマーにより構成されている。このような内側コアを製造するために使用するポリマーはその外側層の材料に比較して比較的速い速度で十分効果的に加水分解、崩壊または分解するポリマーを含む。好ましくは、これらのポリマーはラクチド、グリコリド、パラ−ジオキサノン、トリメチレン・カーボネートおよびカプロラクトンの種々のモノマーにより作成したポリマーを含む。本明細書における用語の「カプロラクトン（caprolactone）」はイプシロン−カプロラクトンを意味する。また、上記の各モノマーはランダム、ブロックまたはセグメント・ブロックの各シーケンス、またはこれらの組み合わせを有するコポリマーを作成するために使用できる。特に、約７５モル％の重合化グリコリドおよび約２５モル％の重合化カプロラクトンを含有するグリコリドおよびカプロラクトンのセグメント・ブロック・コポリマーが有用である。また、上記のコポリマーの組み合わせも使用できる。

一方、本発明のステントの外側層に使用するポリマー材料は比較的に遅い速度で十分効果的に加水分解、崩壊および分解して、好ましくは、生体内における曝露時において一定の小繊維形態の構造を形成するポリマーから選択される。好ましくは、このような外側層を形成するために使用できるポリマーはポリラクチド、ポリグリコリド、ポリパラジオキサン、およびポリカプロラクトンおよびこれらの組み合わせ物、およびこれらのコポリマーおよび等価物を含む。特に、外側層において少なくとも２種類のポリマーまたはコポリマーの混合物を使用することが好ましい。また、さらに、この混合物は少なくとも１種類の比較的に速い崩壊性のポリマーおよび１種類の比較的に遅い崩壊性のポリマーを含有する場合もある。なお、不可欠ではないが、外側層におけるこれら２種類のポリマーの間に一定の相容性があるが、完全には混合しないことが好ましい。さらに、外側層の場合において、少なくとも８０モル％の重合化グリコリドを含有する一定のグリコリド・コポリマーの混合物を使用し、当該ポリマーの他のものが少なくとも５０モル％の重合化ラクチドを含有するポリラクチド・コポリマーであることが特に好ましい。さらに、この混合物の全体として、少なくとも５０重量％のグリコリド・コポリマーおよび少なくとも５重量％のラクチド・コポリマーを含有しており、約３８重量％乃至約９７重量％の重合化グリコリドおよびその残りが重合化ラクチドであるものが好ましい。

本発明のステントを製造する場合に有用な繊維は第１の崩壊速度を有する第１の生体崩壊性の材料から成る一定の内側コアおよび第２の崩壊速度を有する第２の生体崩壊性の材料から成る一定の外側層を備えていて、慣用的な押出成形処理を含む種々の従来技法により製造できる。例えば、第１のポリマー組成物を一定の慣用的な同時押出装置の第１のポンプに供給し、第２のポリマー組成物を一定の慣用的な同時押出装置の第２のポンプに供給することにより一定の繊維を形成することができる。その後、上記第１のポンプは第１のポリマー組成物を同時押出ダイの内部に送給し、上記第２のポンプが第２のポリマー組成物をその同時押出ダイの外側の同心部分に送給することにより、一定の内側コアおよび一定の外側層を有する繊維が形成される。さらに、望まれる場合に、本発明の繊維はメルト・コーティング、溶液コーティングまたはパウダー・コーティングおよびこれに続く溶融処理等によるコーティング剤の拡散処理等を含む別の慣用的な処理により作成できる。例えば、このようなコーティング処理を利用する場合に、上記内側コアは一定のモノ−フィラメント押出成形材料とすることができ、あるいは、一定のマルチ−フィラメント編組体により作成できる。その後、この内側コアの一定の液槽内における通過、またはコーティング・ローラー内における通過、噴霧処理および／または一定のダイの使用による溶融コーティングまたは溶液コーティングにより、その内側コアの上面に上記外側層を形成することができる。一定の巻かれた状態の繊維構造ではなく単一の管状構造として本発明のステントを製造することが望まれる場合には、一定の同時押出成形処理を利用して、同時押出ダイを選択することにより、一定の十分に効果的な厚さを有する内側コアと、一定の十分に効果的な厚さの外側層を伴う、一定の中空の内側コアを有する適当な直径の一定のチューブが製造できる。また、本発明のステントを製造する場合に有用な繊維は望まれる場合において上記コアを貫通する一定の中空の通路を有するように製造できる。

９５／５ポリ（ラクチド−コ−グリコリド）等のような一定の高濃度ラクチド・ポリマーを使用して優れた初期的な機械特性および経時的なこれらの特性の優れた維持性を提供できることを認識することが重要である。一方、上記における（通常の合成の吸収可能なホモ−ポリマーまたはコ−ポリマー等のような）材料を利用して一時的ステントを形成することにおける重大な不都合点は、これらの材料により作成した装置を崩壊させ始めた時に、これらの装置が通常において一定の過激な破壊機構により（機械的に）破壊することである。

先ずクラックが生じて、極めて迅速に広がることにより、上記の物体が「二分」して、上記の「過激な破壊」が生じる。これらの迅速に広がるクラックが展開し始める一方で、その材料は極めて硬質の状態で維持される。それゆえ、上記の物体が崩壊して初期的に大きな硬質の破片に分解し始めると、これらはさらに小さな破片に分解し続ける。この場合に、拘束しない限り、これらの大きな破片が移動して、無害な微細に分割した粒子に崩壊する前に、深刻な解剖学的および／または生物学的な傷害を生じる可能性があることが当然に考えられる。特に、上記のような通常の吸収可能な合成（ホモ−ポリマーまたは）コ−ポリマーにより作成した一時的ステントの場合には、これらの破片がそのステントにより開口しようとした内腔を閉鎖または閉塞する恐れがある。

従って、ラクチドおよびグリコリドの共重合化（ポリグリコリド・ホモポリマーからポリラクチド・ホモポリマーに及ぶ一定のランダム、セグメントまたはブロック変性のいずれか）により、適当な初期的機械特性、適当に優れた経時的な機械特性の維持、および軟化変質機構等のような種々の特性の一定の組み合わせを達成することは不可能ではないが極めて困難になる。

本発明者は、射出成形処理により吸収可能なプラスチック外科手術用ファスナーを製造するための米国特許第４，８８９，１１９号に記載される種々の混合物が生体崩壊性の一時的ステントを作成することのできる種々の繊維を製造する場合に極めて有効に利用できることを偶然に見出している。さらに、本発明者は一定の中空の繊維構造の形態、特に、第２のファスナー崩壊性材料から成る一定の中空コアを有する繊維の形態の上記特許に記載される混合物から成る繊維が本発明における極めて好ましい実施形態を構成し得ることを見出している。

本発明者は特に科学的な理論または原理に留まることを望まないが、本発明者は上記の混合組成物が一定のクラック抑止剤としての高濃度ラクチド・ポリマーの作用において一定の形態学的効果を生じると考えている。すなわち、生じ始めたクラックは極めて迅速に広がらずに抑止される。これらのクラックは材料が極めて硬質の状態において展開し始めるが、クラックが迅速に広がることが制限されるので、物体は「二分」しない。さらに時間が経つにつれて、この物体は別の小さいクラックを生じるが、「クラック抑止性」の二次的な様相として作用する高濃度ラクチド混合成分によりそのクラックによる物体を完全に貫通する分裂が阻止される。さらに、この高濃度ラクチド混合成分は多数のクラックが生じて、従来技術におけるような大きな潜在的に閉鎖性または閉塞性の破片を生じることなく、物体が軟化して無害に分解するまでその物体を補強するために役立つ。

本発明の別の実施形態において、上記の組成物を形成するために用いるポリマーおよび混合物は一定の薬剤供給基質として利用できる。このような基質を形成するために、上記のポリマーは一定の治療剤と共に混合される。本発明のポリマーと共に使用できる種々の異なる治療剤の範囲は極めて広い。一般に、本発明の薬剤組成物により投与可能な治療剤としては、種々の抗生物質および抗ウイルス剤等のような抗感染剤、鎮痛薬および鎮痛薬混合物、抗炎症剤、ステロイド等のようなホルモン、骨再生成長因子、および天然誘導または遺伝子工学処理した蛋白質、多糖類、糖蛋白質、またはリポ蛋白質が含まれるがこれらに限定されない。

種々の基質配合物が１種類以上の治療剤をポリマーと混合することにより配合できる。この治療剤は一定の液体、一定の微細分割した固体、またはその他の任意の適当な物理的形態として存在し得る。一般的に、随意的に、上記の基質は種々の希釈剤、キャリヤ、賦形剤、安定化剤等の１種類以上の添加剤を含むことができる。

上記の治療剤の量は使用する特定の薬物および治療する医療状態により決まる。一般的に、この薬物の量は基質に対して約０．００１重量％乃至約７０重量％、さらに一般的には約０．００１重量％乃至約５０重量％、最も一般的には約０．００１重量％乃至約２０重量％である。さらに、この薬物供給基質内に混合されるポリマーの量および種類は所望の放出プロファイルおよび使用する薬物の量により異なる。

体液に接触すると、上記のポリマーが徐々に崩壊（主に加水分解による）し、これに伴って、一定の持続または延長された時間において分散状態の薬物が放出される。これにより、有効量（例えば、０．０００１ｍｇ／ｋｇ／時間乃至１０ｍｇ／ｋｇ／時間）の薬物の持続された供給（例えば、１時間乃至５０００時間、このましくは２時間乃至８００時間にわたる）が行なえる。なお、この投与形態は、治療する対象、痛みの程度、処方医の調節等により決まる必要性に応じて投与できる形態である。このような処理に従うことにより、当該技術分野の熟練者であれば、種々の配合物を作成することができる。

繊維により作成される本発明のステント１０は一定の巻き付け処理による以下の様式において製造される。先ず、一定の同時押出成形処理した繊維を使用してこの繊維を加熱することにより一定のマンドレルの周りにステントを巻きつけた後に、マンドレルの周囲においてコイル状にする。また、この繊維は巻き付け処理の前に加熱して従来の方法によりマンドレルの周りに巻き付けることも可能である。好ましくは、このマンドレルおよびステントの組立体を拘束状態でアニールした後に、マンドレルを除去する。望ましくは、このステントはマンドレルから除去した後もアニール処理できる。各コイルのピッチおよび直径は所望のステントの寸法および形状を形成するように選択される。

本発明のステントは図１，図２，図５，図６，図７、図８および図２２に示すような尿道ステントの配置処置において以下の様式で利用できる。先ず、ステント１０または４０を一定のアプリケータ装置２００の先端部に配置する。この装置２００はグリップ２５５を有するハンドル２５０を有して示されている。さらに、ハンドル２５０の上部２５７は軸保持部材２９０に取り付けられている。この保持部材２９０は長手方向に沿う通路２９２、前端部２９５および後端部２９６を有して示されている。さらに、取り付けチューブ２４０が先端部２４２および基端部２４４を有して示されている。また、取り付けチューブ２４０は通路２４８を有して示されている。さらに、このチューブ２４０の基端部２４４は通路２９２の中に取り付けられていて、内側の通路２４８は通路２９２に連通している。さらに、アプリケータ・チューブ２２０が通路２４８の中に摺動自在に取り付けられている。このチューブ２２０は先端部２２２、基端部２２４、および通路２２６を有している。このチューブ２２０の基端部２２４には取り付けブロック３００が取り付けられており、このブロック３００はピン３０９により端部２２４に固定されている。また、ブロック３００の底部にはギア歯３３５を有するラック・ギア部材３３０が取り付けられている。さらに、ハンドル２５０の中に、歯部２７５を有するピニオン・ギア部材２７０を受容するための空孔部３５０が設けられている。このピニオン・ギア部材２７０は回動ピン２６５により空孔部３５０の中に回動自在に取り付けられている。上記歯部２７５は歯部３３５に歯合して係合している。さらに、ピン２６５の反対側におけるピニオン・ギア部材２７０から駆動トリガー２８０が延出している。このトリガー２８０の駆動により、チューブ２２０がチューブ２４０に対して基端側および先端側に移動する。さらに、トリガー２８０を作動することにより、ステント１０がチューブ２２０および２４０から放出可能になる。

ステントおよび装置２００の先端部が図８、図９および図２２において示されているような一定の患者の陰茎の管腔４００の中の尿道４１０の中に挿入されている。図８および図９において示されているように、装置２００の先端部およびステント１０は尿道４１０の中で操縦されて、ステントの前立腺部分が前立腺尿道４１１内に配置され、ステントの先端部が外部括約筋４３０の先端側に配置されることにより、膀胱４５０から尿道の内腔を通して尿のための一定の開口した通路が形成できる。また、図２２において示されているように、ステント４０は当該ステント４０が前立腺尿道４１１の中に完全に配置されるように尿道４１０の中に同様に配置することも可能であり、この場合に、ステント４０の先端側部分４６は前立腺尿道４１１の中における一定の固定手段を構成している。その後、トリガー２６０を係合してアプリケータ装置２００を先端側に引くことによりこのアプリケータ装置２００を尿道４１０から抜き取り、この処置が完了して、移植されたステント１０により尿道の内腔４１０が開通する。図９において示されているように、適当な時間の期間にわたる配置の後に、ステント１０は崩壊して、実質的に軟質で柔軟な一本の断片またはフィラメントの状態になるか、多数の分離した軟質で柔軟な断片またはフィラメントの状態になり、尿の流れと共に一定の患者の体外に尿道４１０から容易に排出される。なお、当該技術分野の熟練者であれば、体内腔の特異的な特徴または外科的な配備処置の特徴により必要とされる調整により、別の種類の体内腔に対応した配置が同様に可能であることが認識できる。

以下の実施例は本発明の原理および実施の例示であるが、本発明を限定するものではない。

実施例１
本発明の一定のステントの状態に巻き付けるために有用である一定の繊維の内側コアおよび外側層の製造において使用するために一定の材料が調製されている。この繊維配合物における材料の使用方法が実施例２において説明されている。

外殻層は９０モル％の重合化グリコリドおよび１０モル％の重合化ラクチドを含有する６０重量％の第１のランダム・コポリマーおよび８５モル％の重合化ラクチドおよび１５モル％の重合化グリコリドを含有する４０重量％の第２のコポリマーの一定の混合物により構成されている。上記の９０モル％の重合化グリコリドおよび１０モル％の重合化ラクチドを含有する第１のコポリマー、すなわち、９０／１０グリコリド／ラクチド・コポリマーの固有粘度は０．１ｇ／ｄＬの濃度および２５℃の温度でのＨＦＩＰ（ヘキサフルオロイソプロパノール）中において決定した場合に１．４ｄＬ／ｇであった。また、上記の８５モル％の重合化ラクチドおよび１５モル％の重合化グリコリドを含有する第２のコポリマー、すなわち、８５／１５ラクチド／グリコリド・コポリマーの固有粘度は０．１ｇ／ｄＬの濃度および２５℃の温度でのクロロホルム中において決定した場合に２．１ｄＬ／ｇであった。これら２種類のコポリマーを一定の６０／４０の重量比で混合した後に溶融混合して、４０：１のＬ：Ｄ比、中程度剪断スクリューの構成および適当な換気状態を伴う１８ｍｍ二軸スクリュー押出装置によりペレット化した。後方領域からダイ・フランジまでの温度プロファイルを１３０℃，２０５℃，２０５℃，２１０℃，２１０℃，２１０℃および２０５℃とした。このダイは２．５ｍｍ径の単一オリフィスのロッド・ダイであり、ダイ温度は２００℃であった。二軸スクリューにより押出成形した処理物を水槽中で急冷してペレット化した。このようにして得た重合化グリコリドおよび重合化ラクチドを含有する第１の混合物の固有粘度は０．１ｇ／ｄＬの濃度および２５℃の温度でのヘキサフルオロイソプロパノール中において決定した場合に１．６ｄＬ／ｇであった。

一方、内側コア層は７５モル％の重合化グリコリドおよび２５モル％の重合化カプロラクトンから成る９５重量％のセグメント・ブロック・コポリマーおよび５重量％の硫酸バリウムを含有する一定の混合物により構成されている。このグリコリドおよびカプロラクトンを含有するセグメント・ブロック・コポリマー、すなわち、７５／２５グリコリド／カプロラクトンの固有粘度は０．１ｇ／ｄＬの濃度および２５℃の温度でのヘキサフルオロイソプロパノール中において決定した場合に１．５ｄＬ／ｇであった。このような硫酸バリウムの混合により繊維を放射線不透過性にすることが可能になる。上記の２種類の成分を一定の必要とされる９５／５の重量比で予め混合した後に、溶融混合して、４０：１のＬ：Ｄ比、中程度剪断スクリューの構成および適当な換気状態を伴う１８ｍｍ二軸スクリュー押出装置によりペレット化した。後方領域からダイ・フランジまでのコア材料を成形するための温度プロファイルを１３０℃，１８５℃，１９０℃，１９０℃，１９５℃，１９５℃および１９５℃とした。このダイは２．５ｍｍ径の単一オリフィスのロッド・ダイであり、ダイ温度は１９０℃であった。二軸スクリューにより押出成形した処理物を水槽中で急冷してペレット化した。このようにして得た重合化グリコリドおよび重合化カプロラクトンを含有する第２の混合物の固有粘度は０．１ｇ／ｄＬの濃度および２５℃の温度でのヘキサフルオロイソプロパノール中において決定した場合に１．５ｄＬ／ｇであった。

実施例２
丸形の断面形状を有する同時押出成形処理した繊維の製造方法は以下の通りである。内側コアおよび外側層に使用した材料はそれぞれ上記実施例１において説明されているものである。すなわち、外側層は６０重量％の９０／１０グリコリド／ラクチド・コポリマーおよび４０重量％の８５／１５ラクチド／グリコリド・コポリマーの一定の混合物により作成されている。また、内側層は９５重量％の７５／２５グリコリド／カプロラクトン・セグメント・ブロック・コポリマーおよび５重量％の硫酸バリウムの一定の混合物により作成されている。さらに、生体外での繊維の引張試験を行ない、９０／１０グリコリド／ラクチド・コポリマーのみを含有する同時押出成形した繊維に対して比較した。

上記の繊維を２個の一軸スクリュー押出装置により同時押出成形した。これらのスクリューは３：１の圧縮比および２５：１のＬ／Ｄ比を有していた。１インチ横型押出装置を外側層に対して使用し、５／８インチの縦型押出装置を内側コアに対して使用した。同心状の２層のフィード−ブロックを用いて２種類の材料の流れを単一のオリフィス・ダイ中に供給し、このダイから押出成形物を水中に送給して冷却した。その後、一定のエア・ジェットを用いて過剰な表面の水分を除去し、一定のエア・カッターを用いて約４フィートの所望の長さに繊維を切断した。さらに、一定のレーザー・マイクロメーターを用いてライン上の繊維直径（大径および小径）を測定し、一定の顕微鏡により内側コアおよび外側層の壁厚を確認した。

後方バレル領域からダイ・フランジまでの外側層における材料の温度プロファイルは１８５℃，２１０℃，２２２℃，２１５℃および２１５℃であった。この外側層における混合材料は６０重量％の９０／１０グリコリド／ラクチド・コポリマーおよび４０重量％の８５／１５ラクチド／グリコリド・コポリマーの混合物であった。また、後方バレル領域からダイ・フランジまでの内側コア材料の温度プロファイルは２１５℃，２２４℃，２２４℃および２３０℃であった。この内側コアにおける材料は９５重量％の７５／２５グリコリド／カプロラクトン・セグメント・ブロック・コポリマーおよび５重量％の硫酸バリウムから成る一定の混合物であった。この場合に、一定の温度２１３℃に設定した円形断面の単一穴のダイを使用した。

上記の方法により作成した同時押出成形した丸形繊維の生体外における降伏負荷および降伏歪が図１６および図１７において外側層において一定の異なる材料を有する同時押出成形した丸形繊維における各値に対して比較されている。両方の繊維は共に１ｍｍ（４０ミル）の直径で外側層の厚さは０．２ｍｍ（８ミル）であった。また、両方の繊維の内側コアは同一であり、９５重量％の７５／２５グリコリド／カプロラクトン・セグメント・ブロック・コポリマーおよび５重量％の硫酸バリウム（ＢａＳＯ₄ ）から成る混合物であった。一方、第１の丸形繊維の外側層は６０重量％の９０／１０グリコリド／ラクチド・コポリマーおよび４０重量％の８５／１５ラクチド／グリコリド・コポリマーを含有する一定の混合物により作成されている。さらに、第２の丸形繊維の外側層は９０／１０グリコリド／ラクチド・コポリマーにより作成されている。さらに、これらの両方の繊維は６時間にわたり７５℃においてアニール処理されている。

次に、インストロン（Instron）４５００により各繊維についての引張試験を行ない、各繊維サンプルを３０．５ｍｍ／分の一定速度および２５．４ｍｍのサンプルの長さにおいて引っ張った。この場合の降伏負荷および降伏歪を測定した。この生体外試験の場合に、上記の各サンプルは３７℃の温度でｐＨ７．２７のリン酸塩緩衝液化溶液槽中において保持した。その後、これらのサンプルを示されているそれぞれの間隔で水槽から取り出してその降伏負荷および降伏歪を調べた。

第２の同時押出成形した丸形繊維（外側層において一定の混合材料が全く含有されていない）の場合に１０日以内にその降伏負荷が完全に消失したことにより、第１の丸形繊維において、一定の高濃度ラクチド・コポリマー、すなわち、８５／１５ラクチド／グリコリド・コポリマーを高濃度グリコリド・コポリマー、すなわち、９０／１０グリコリド／ラクチド・コポリマーに添加すると言う意義が明らかになる。また、外側層において上記の混合材料を伴う第１の繊維の場合の降伏歪は一時的に低下するが高濃度ラクチド成分の存在により回復する。従って、この高濃度ラクチド成分は、高濃度グリコリド・コポリマーのみを含有する第２の丸形同時押出成形繊維における外側層に比べて、比較的長い生体外における曝露において上記第１の丸形繊維の外側層の材料に対して強靭性を賦与すると考えられる。

実施例３
一定の卵形または楕円形の断面を有する繊維をステントに変換するために用いる一定の処理がこの実施例において説明されている。単一の螺旋構造を有する一定のステントが単一の卵形の繊維により形成されている。この場合に、上記実施例１において作成されている各材料を含有する同時押出成形した各繊維がこの卵形繊維の外側層および内側コアとして考慮されている。

卵形の同時押出成形繊維を作成する方法が先ず説明されている。外側層および内側コアに使用した材料は上記実施例１において説明されているものである。すなわち、外側層は６０重量％の９０／１０グリコリド／ラクチド・コポリマーおよび４０重量％の８５／１５ラクチド／グリコリド・コポリマーの一定の混合物により作成されている。一方、内側コアを９５重量％の７５／２５グリコリド／カプロラクトン・セグメント・ブロック・コポリマーおよび５重量％の硫酸バリウムの一定の混合物により作成されている。

次に、卵形繊維を２個の一軸スクリュー押出成形装置により同時押出成形した。両方のスクリューは３：１の圧縮比および２５：１のＬ／Ｄ比を有していた。外側層に対して１インチ（２．５４センチメートル）の横型押出成形装置を使用し、内側コアに対して５／８インチの縦型押出成形装置を使用した。一定の同心状の２層型フィード−ブロックを用いて２種類の材料の流れを単一のオリフィス・ダイ中に供給し、このダイから押出成形物を水中に送給して冷却した。その後、一定のエア・ジェットにより過剰の表面水分を除去し、一定のエア・カッターを用いて約４フィートの所望の長さに繊維を切断した。その後、一定のレーザー・マイクロメーターを用いてライン上の繊維直径（大径および小径）を測定し、一定の顕微鏡により内側コアおよび外側層の壁厚を確認した。

後方バレル領域からダイ・フランジまでの上記外側層における材料の温度プロファイルは１８５℃，２１０℃，２２２℃，２１５℃および２１５℃であった。この外側層における混合材料は６０重量％の９０／１０グリコリド／ラクチド・コポリマーおよび４０重量％の８５／１５ラクチド／グリコリド・コポリマーの混合物であった。また、後方バレル領域からダイ・フランジまでの上記内側コアにおける材料の温度プロファイルは２１５℃，２２４℃，２２４℃および２３０℃であった。この内側コアにおける材料は９５重量％の７５／２５グリコリド／カプロラクトン・セグメント・ブロック・コポリマーおよび５重量％の硫酸バリウムから成る一定の混合物であった。この場合に、温度２１３℃に設定した一定の卵形断面の単一穴のダイを使用した。

この同時押出成形した卵形繊維における寸法は、１ｍｍ（４０ミル）の小径および２ｍｍ（８０ミル）の大径、および外側層の壁厚は０．２ｍｍ（８ミル）であった。

上記の各繊維を昇温したマンドレル上に巻き付けた。各マンドレルは強化プラスチックにより作成されている。このマンドレルの形状および寸法を図１８に示す。なお、巻き付け温度は７０℃であった。

大径が８０ミルおよび小径が４０ミルで４フィートの長さの卵形繊維を穴Ｂから約６０ｍｍの位置でマンドレルに保持してテープ留めした。２個の金属ポスト（φ２×１５ｍｍ長）を穴ＡおよびＢの中に通した。これらのマンドレルおよび繊維を７０℃の一定温度の水槽中に浸漬して、１分間保持した。クランプを適当に位置決めすることにより、確実に全体の繊維に浸漬しながら張力がかかるようにして、繊維を密集して詰めた状態のコイルに巻き上げた。さらに、巻き付け機によりマンドレルを２０ＲＰＭ乃至３０ＲＰＭの間で回転して前立腺部分を形成した。

上記のコイル化プロセスをテープ留め位置から開始し、コイルがポストの点Ｂの位置に到達した時に前立腺部分が完成される。その後、繊維をポストＢから１８０°以上の一定角度まで第２のポストＡに向けて引っ張ることによりコネクターを形成した。さらに、繊維を巻き付けてステントの先端側ループを形成する前に、繊維をマンドレルに対して垂直な一定の位置に引き戻した。

このようにして全体の組立体、すなわち、巻き付けたステントおよびマンドレルを水槽から取り出して、未使用の繊維部分を切断して廃棄した。このマンドレルおよびステントの組立体をアニール処理の前に少なくとも４８時間にわたり真空下において乾燥した。

実施例４
その後、巻き付けを終えたステントをアニール処理した。このアニール処理の前に、ポストまたはピンをマンドレルから除去した。さらに、マンドレル上に巻き付けたステントの組立体全体をアニール処理用オーブンの不活性ガス（窒素）中に吊り下げて、このオーブンを窒素により脱気した状態で、ステントを７５℃で６時間アニール処理した。その後、これらのステントをマンドレルから取り外して、窒素ボックス内に保管した。

実施例５
上記実施例４において作成したステントについて生体外試験を行って、ステントの半径方向の応力に対する耐性を調べた。この試験により、卵形繊維により作成した単一螺旋状ステントについての生体外（温度３７℃でｐＨ７．３のリン酸塩緩衝液化溶液中で試験した）での圧縮破壊抵抗性試験結果を得た。

一定のステントの前立腺コイル部分を全体のステントから切り取り、インストロン（Instron）１１２２引張試験機における一定の固定した下部プレートと一定の移動可能な上部プレートとの間に保持した。その後、この上部プレートを２．５ｍｍ／分の速度で移動した。この場合の半径方向の圧縮剛性およびこの２．５ｍｍ／分の速度での変形中にコイルが耐えた最大圧縮負荷を以下の表に示す。

１４日間にわたり、最大負荷および剛性が生体外における曝露の増加と共に減少した。すなわち、０．２ｍｍ（８ミル）の壁厚および上記実施例３において説明されている組成を有する同時押出成形した卵形繊維により作成した各コイルは徐々にそれぞれの機械的特性を失った。しかしながら、外側層における一定の９０／１０グリコリド／ラクチド・コポリマーおよび内側層における９５重量％の７５／２５グリコリド／カプロラクトン・セグメント・ブロック・コポリマーおよび５重量％の硫酸バリウムの一定の混合物を有する丸形の同時押出成形した繊維により作成したステントは生体外における曝露において１０日で崩壊した。

尿道内腔を開口状態に維持するために用いられるフォーリー（Foley）カテーテル等のような一定の典型的な除去可能なカテーテルに比べて、卵形繊維により作成したステントの最大負荷および剛性は生体外における曝露において１４日の経過後でもフォーリー・カテーテルの値よりも高い。このことは、上記実施例４において記載した特定の組成を有する同時押出成形した繊維により作成したステントが少なくとも１４日間にわたり尿道の開通性および機能性を維持するために必要な十分に適当な機械的応答性を有していることを示している。

実施例６
上記実施例５により、延長された生体外における曝露後の同時押出成形した繊維により作成したステントの効果が示されている。さらに、生体外の媒体内に対して曝露することにより、上記ステントを作成している繊維の内側コアおよび外側層が異なる速度でそれぞれ崩壊する。この結果において得られるステントの形態は一定の走査電子顕微鏡による繊維断面の観察により観察できる。

図２０Ａ乃至図２０Ｃにおいて示されている走査電子顕微鏡写真はそれぞれ１４日，２８日および４２日目における生体外における曝露を行なったステントから得た卵形繊維の断面を示している。これらの写真から、内側コアが外側層よりも速く崩壊することが分かる。すなわち、比較的に速く崩壊するコアは機械的保全性を全く有しておらず、徐々に除去されている。一方、比較的に遅く崩壊する外側層は比較的に長い時間の経過後も小繊維形態の構造を維持している。このような異なる崩壊プロファイルおよび崩壊した各ポリマーの物理的状態の作用により、ステントの断面積が中実状態から徐々に出現する中空状態の軟質構造に減少する。このような小繊維構造は、崩壊したステントの除去および／または通過が臨床的に問題になる可能性のある大きな鋭い破片に分解するのではなく、経時的に軟化する。さらに、一定の流れの環境内において、進行的に崩壊するステントは閉塞、痛みまたは不快を生じることなく体内腔を容易に通過できる。

実施例７
一定の男性の患者に適当な麻酔をかけて、従来的なレーザー治療装置による前立腺尿道の熱的な切除処理を行なった。この外科処置の完了後に、一定のアプリケーター２００により以下の様式で本発明のステント５をその患者の尿道内および膀胱内に挿入した。この場合に、外科医は上記ステントを所定の寸法に整形している。次に、このステントを上記アプリケーターの端部に配置する。その後、一定の従来的な膀胱鏡をアプリケーターの内孔部の中に挿入する。このステントおよびアプリケーターは一定の水溶性の医療品級の潤滑剤により潤滑化されている。基本的な膀胱鏡処置と同様に、一定の流体溜めがアプリケーターに取り付けられている。その後、ステントを一定の膀胱鏡による直接的な観察下において前立腺尿道の中に配置する。適正な配置の後に、上記のアプリケーターを除去して、ステントを前立腺尿道内に残す。移植後の約２８日以内に、ステントは小繊維構造に分解して、さらに軟化することにより正常な排尿において幾つかの軟質の小片の形態で尿管から排出される。

本発明のステントは従来技術の種々のステントに優る多くの利点を有している。これらの利点として、所定時間にわたる剛性（内腔の開通性）、一定の崩壊軟質化機構が含まれ、この軟質化機構によりステントが容易に通過可能な１個以上の断片に軟化することができ、さらに、生体適合性、移動または転移を阻止する手段、Ｘ線等によるステントおよびその位置を非侵襲性的にモニターする手段等が含まれる。

以上において、本発明がその詳細な実施形態に基づいて図示および説明されているが、当該技術分野の熟練者であれば、これらの実施形態における形態および詳細部が本発明の趣旨および範囲に逸脱することなく多様に変更できることが理解できるようになる。

本発明は体内腔内に挿入するための一定のステントに適用可能であり、このステントは生体崩壊性のポリマーにより作成されていて、特定の治療時間の経過後に体内腔から容易に排出することが可能である。また、本発明は生体崩壊性の高分子組成物に適用可能であり、この組成物は一定の一時的ステントを作成するために使用可能であり、崩壊または分解して体内腔から排出されるために、体内に実質的に吸収されることなく刺激、閉塞、痛みおよび不快をほとんどまたは全く生じることがない。さらに、本発明は第１の生体内の崩壊速度を有する一定の内側コアおよび第２の生体内の崩壊速度を有する一定の外側層を有する一定の部材により作成されているステントに適用可能である。

本発明の具体的な実施態様は以下のとおりである。
（Ａ）ステントにおいて、
先端側部分および基端側部分を備えており、これらの先端側および基端側の部分が異なる直径を有していて、複数のコイルを有する螺旋形の構造を有しており、この構造が長手軸を有していて前記コイルがピッチを有しており、さらに前記構造が内部における長手方向に沿う通路を有しており、この場合に前記構造が断面を有する繊維により作成されており、この繊維が
ラクチド、グリコリド、パラ−ジオキサノン、トリメチレン・カーボネート、カプロラクトン、およびこれらの組み合わせ物から成る群から選択されるモノマーにより形成されている生体崩壊性のポリマーを含有している外表面部を有する内側コアを有しており、前記ポリマーが第１の崩壊速度を有しており、さらに前記繊維が
前記内側コアの外表面部を被覆している外側部分を有しており、この外側部分が第１の生体崩壊性のポリマー成分および第２の生体崩壊性のポリマー成分の混合物を含有しており、前記第１のポリマー成分が第１の生体崩壊性のポリマーを含み、この場合にその第１の生体崩壊性のポリマーが少なくとも約８０モル％の重合化グリコリドを含むラクチド／グリコリド・コポリマーを含み、前記第２のポリマー成分が第２の生体崩壊性のポリマーを含み、この場合にその第２のポリマーが少なくとも約５０モル％の重合化ラクチドを含む高濃度ラクチド・コポリマーを含み、前記外側層が第２の崩壊速度を有しており、この場合に前記混合物が少なくとも約５０重量％の前記第１の成分および少なくとも約５重量％の前記第２の成分を含有しており、
前記外側部分の第２の崩壊速度が前記第１の崩壊速度よりも低いステント。
（１）前記繊維の前記コアおよび外側層が同時押出されている実施態様（Ａ）に記載のステント。
（２）前記内側コアに対応するポリマーがランダム、ブロック、およびセグメント化ブロックの各シーケンスおよびこれらの組み合わせ物から成る群から選択されるシーケンスを有するポリマーを含む実施態様（Ａ）に記載のステント。
（３）前記内側コアに対応するポリマーが約７５モル％の重合化グリコリドおよび約２５モル％の重合化カプロラクトンのコポリマーを含有している実施態様（Ａ）に記載のステント。
（４）前記外側部分の混合物が少なくとも約５０重量％の前記第１の成分および少なくとも２０重量％の前記第２の成分を含有しており、この場合にその混合物が約３８乃至約８９重量％の重合化グリコリドを含有していて、その残りが共重合化したラクチドを含む実施態様（Ａ）に記載のステント。
（５）前記外側部分の混合物の第１の成分が１０／９０のラクチド／グリコリド・コポリマーを含有していて、前記第２の成分が８５／１５のラクチド／グリコリド・コポリマーを含有しており、この場合にその混合物が約６０重量％の前記第１の成分および約４０重量％の前記第２の成分を含有しており、この場合にその混合物が約６０重量％の重合化グリコリドおよび約４０重量％の重合化ラクチドを含有している実施態様（Ａ）に記載のステント。

（６）前記繊維が実質的に卵形の断面を有している実施態様（Ａ）に記載のステント。
（７）前記繊維が長手方向に沿う中空の通路を付加的に有している実施態様（Ａ）に記載のステント。
（８）前記内側コアが小さな粒子に崩壊する実施態様（Ａ）に記載のステント。
（９）前記外側部分が小繊維形態に崩壊する実施態様（Ａ）に記載のステント。
（１０）前記繊維が実質的に円形の断面を有している実施態様（Ａ）に記載のステント。

（１１）前記螺旋形の構造が２本以上の繊維により作成されている実施態様（Ａ）に記載のステント。
（１２）前記内側コアが薬剤を付加的に含有している実施態様（Ａ）に記載のステント。
（１３）前記外側部分が薬剤を付加的に含有している実施態様（Ａ）に記載のステント。
（１４）さらに、放射線不透過性の化合物を含有している実施態様（Ａ）に記載のステント。
（１５）前記外側部分が被膜である実施態様（Ａ）に記載のステント。

（１６）前記外側部分が層である実施態様（Ａ）に記載のステント。
（１７）前記第１の生体崩壊性のポリマーがさらに治療剤を含有している実施態様（Ａ）に記載のステント。
（１８）前記第２の生体崩壊性のポリマーがさらに治療剤を含有している実施態様（Ａ）に記載のステント。
（１９）前記基端側部分の直径が前記先端側部分の直径よりも小さい実施態様（Ａ）に記載のステント。
（２０）前記基端側部分が約４ｍｍ乃至約１２ｍｍの直径を有しており、前記先端側部分が約６ｍｍ乃至約２５ｍｍの直径を有している実施態様（１９）に記載のステント。
（２１）前記基端側部分が約８ｍｍの直径を有しており、前記先端側部分が約１８ｍｍの直径を有している実施態様（１９）に記載のステント。

一定のアプリケータ装置の先端部に取り付けた本発明のステント装置の好ましい実施形態の斜視図である。 上記のアプリケータ装置にステントを装着する前の図１におけるステントおよびアプリケータの斜視図である。 一定の螺旋構造を有する本発明のステント装置の側面図である。 図３における線４−４に沿うステントの作成のために用いられる繊維の断面図であり、一定の卵形の断面を示している。 図１におけるステントおよびアプリケータ装置の側面図であり、この装置は使用前の待機状態で示されている。 図５におけるステントおよびアプリケータ装置の側面図であり、アプリケータ・トリガーを係合することによりステントが部分的に配備されている状態におけるアプリケータに対するステントの位置を示している。 アプリケータ・トリガーを完全に係合することによりステントが完全に配備されている状態における図６のアプリケータに対するステントの相対位置を示している図である。 一定の患者の尿道および前立腺に完全に配置されてその患者の内腔部の開通性を維持している状態の本発明のステントを示している図である。 内側コアが分解した後に一定の患者の尿道内に存在する本発明のステントを示しており、そのステントが１本の細長い軟質の糸または複数の細長い軟質の糸として体外に排出されている状態を示している図である。 二重の繊維がステントの作成に使用されている場合の本発明のステントの代替的な実施形態を示している図である。 図１０における線１１−１１に沿うステントの断面図であり、各繊維が円形の断面を有して示されている。 ステントが一定の管状構造を有している場合の本発明のステントの代替的な実施形態の斜視図である。 図１２における線１３−１３に沿うステントの断面図である。 格子状の開口部を伴う一定の環状構造を有する本発明のステントの代替的な実施形態の斜視図である。 一定の内側コアを貫通する一定の中空の通路を有する本発明の繊維の端面図である。 １ｍｍ（４０ミル）の全体の直径および０．２ｍｍ（８ミル）の外殻層の厚さを有する同時押出成形した繊維の降伏荷重対生体外における日数のグラフである。繊維１は９０モル％のグリコリドおよび１０モル％のラクチドから成る６０重量％の一定のコポリマー、および１５モル％のグリコリドおよび８５モル％のラクチドから成る４０重量％の第２のコポリマーを含有する一定の混合物により構成されている外側層を有している。また、繊維１の内側層はグリコリドおよびカプロラクトンから成る９５重量％の一定のコポリマーおよび５重量％の硫酸バリウムの一定の混合物により構成されている。繊維２は９０モル％のグリコリドおよび１０モル％のラクチドから成る一定のコポリマーにより構成されている外側層を有している。また、繊維２の内側層はグリコリドおよびカプロラクトンから成る９５重量％の一定のコポリマーおよび５重量％の硫酸バリウムの一定の混合物により構成されている。 １ｍｍ（４０ミル）の全体の直径および０．２ｍｍ（８ミル）の外殻層の厚さを有する同時押出成形した繊維の降伏歪対生体外における日数のグラフである。繊維１は９０モル％のグリコリドおよび１０モル％のラクチドから成る６０重量％の一定のコポリマー、および１５モル％のグリコリドおよび８５モル％のラクチドから成る４０重量％の第２のコポリマーを含有する一定の混合物により構成されている外側層を有している。また、繊維１の内側層はグリコリドおよびカプロラクトンから成る９５重量％の一定のコポリマーおよび５重量％の硫酸バリウムの一定の混合物により構成されている。繊維２は９０モル％のグリコリドおよび１０モル％のラクチドから成る一定のコポリマーにより構成されている外側層を有している。また、繊維２の内側層はグリコリドおよびカプロラクトンから成る９５重量％の一定のコポリマーおよび５重量％の硫酸バリウムの一定の混合物により構成されている。 実施例３において記載されている種々の特定の寸法を有する一定のステントの概略的側面図である。 実施例３における種々のステントを製造するために用いる一定のマンドレルの概略図である。 （Ａ）は実施例６において説明されている電子顕微鏡写真を示している図である。 （Ｂ）は実施例６において説明されている電子顕微鏡写真を示している図である。 （Ｃ）は実施例６において説明されている電子顕微鏡写真を示している図である。 異なる直径の先端側および基端側の各部分を有する一定のステントの斜視図である。 先端側から示されている状態の異なる直径の先端側および基端側の各部分を有する一定のステントの図である。 異なる直径の先端側および基端側の各部分を有する一定のステントの側面図である。 一定の患者の尿道および前立腺に完全に配置されてその患者の内腔部の開通性を維持している状態の本発明のステントを示している図である。

符号の説明

１０ ステント
２０ コイル
３０ 第１の先端側部分
５０ 第１の部分
６０ 接続用の繊維
７０ 長手軸
１００ 繊維
１１０ 内側コア
１１５ 外表面部
１３０ 内側コアの外側層
１３５ 外側層の内表面部
１４０ 外側層の外表面部
２００ アプリケータ装置
２２０ アプリケータ・チューブ
２５０ ハンドル
２５５ グリップ
４００ 通路
４１０ 尿路
４１１ 前立腺尿路

Claims (11)

1. ステントにおいて、
   先端側部分および基端側部分を備え、螺旋形の構造に巻かれた連続したコイルを有しており、
   前記先端側部分の前記コイルの末端の一巻きが、他の部分とは異なる直径を有していて、前記螺旋形の構造が長手軸を有していて、前記コイルがピッチを有しており、前記ピッチが前記先端側部分から前記基端側部分まで一定であり、前記構造が内部における長手方向に沿う通路を有しており、前記構造が断面を有する繊維により作成されており、
   この繊維が、
   ラクチド、グリコリド、パラ−ジオキサノン、トリメチレン・カーボネート、カプロラクトン、およびこれらの組み合わせから成る群から選択されるモノマーにより形成されている生体崩壊性のポリマーを含有している外表面部を有する内側コアであって、前記ポリマーが第１の崩壊速度を有している、内側コア、および
   前記内側コアの外表面部を被覆している外側部分であって、この外側部分が第１の生体崩壊性のポリマー成分および第２の生体崩壊性のポリマー成分の混合物を含有しており、前記第１のポリマー成分が第１の生体崩壊性のポリマーを含み、その第１の生体崩壊性のポリマーが少なくとも８０モル％の重合化グリコリドを含むラクチド／グリコリド・コポリマーを含み、前記第２のポリマー成分が第２の生体崩壊性のポリマーを含み、その第２の生体崩壊性のポリマーが少なくとも５０モル％の重合化ラクチドを含む高濃度ラクチド・コポリマーを含み、前記外側部分が第２の崩壊速度を有しており、前記混合物が少なくとも５０重量％の前記第１の成分および少なくとも５重量％の前記第２の成分を含有している、外側部分、
   を含んでおり、
   前記外側部分の第２の崩壊速度が前記第１の崩壊速度よりも低い、ステント。
2. 前記繊維の前記内側コアおよび前記外側部分が同時押出されている、請求項１に記載のステント。
3. 前記内側コアのための前記ポリマーが、７５モル％の重合化グリコリドおよび２５モル％の重合化カプロラクトンのコポリマーを含有している、請求項１に記載のステント。
4. 前記外側部分の混合物が、少なくとも５０重量％の前記第１の成分および少なくとも２０重量％の前記第２の成分を含有しており、
   前記混合物が、３８〜８９重量％の重合化グリコリドを含有していて、その残りが共重合化したラクチドを含む、請求項１に記載のステント。
5. 前記外側部分の混合物の前記第１の成分が１０／９０のラクチド／グリコリド・コポリマーを含有していて、前記第２の成分が８５／１５のラクチド／グリコリド・コポリマーを含有しており、
   前記混合物が、６０重量％の前記第１の成分および４０重量％の前記第２の成分を含有しており、
   前記混合物が、６０重量％の重合化グリコリドおよび４０重量％の重合化ラクチドを含有している、請求項１に記載のステント。
6. 前記繊維が実質的に円形または卵形の断面を有している、請求項１に記載のステント。
7. 前記繊維がさらに長手方向に沿う中空の通路を含んでいる、請求項１に記載のステント。
8. 前記螺旋形の構造が２本以上の繊維により作成されている、請求項１に記載のステント。
9. さらに、放射線不透過性の化合物を含有している、請求項１に記載のステント。
10. 前記基端側部分の直径が前記先端側部分の直径よりも小さい、請求項１に記載のステント。
11. 前記ステントは、前記先端側部分が外部括約筋よりも基端側の前立腺尿道内に位置するように尿道の中に配置される、請求項１に記載のステント。