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(19)【発行国】日本国特許庁(JP)
(12)【公報種別】特許公報(B2)
(11)【特許番号】6816121
(24)【登録日】2020年12月25日
(45)【発行日】2021年1月20日
(54)【発明の名称】尿管ステント、方法およびその使用
(51)【国際特許分類】
A61L 31/04 20060101AFI20210107BHJP
A61L 31/12 20060101ALI20210107BHJP
A61L 31/14 20060101ALI20210107BHJP
A61L 31/18 20060101ALI20210107BHJP
A61L 31/06 20060101ALI20210107BHJP
A61L 31/16 20060101ALI20210107BHJP
A61F 2/82 20130101ALI20210107BHJP
【ＦＩ】
A61L31/04 120
A61L31/04 100
A61L31/12 100
A61L31/14 500
A61L31/18
A61L31/06
A61L31/16
A61F2/82
【請求項の数】30
【全頁数】22
(21)【出願番号】特願2018-511541(P2018-511541)
(86)(22)【出願日】2016年5月17日
(65)【公表番号】特表2018-520818(P2018-520818A)
(43)【公表日】2018年8月2日
(86)【国際出願番号】IB2016052875
(87)【国際公開番号】WO2016181371
(87)【国際公開日】20161117
【審査請求日】2019年3月5日
(31)【優先権主張番号】108476
(32)【優先日】2015年5月14日
(33)【優先権主張国】PT
(31)【優先権主張番号】15169249.8
(32)【優先日】2015年5月26日
(33)【優先権主張国】EP
(31)【優先権主張番号】109122
(32)【優先日】2016年1月29日
(33)【優先権主張国】PT
(73)【特許権者】
【識別番号】517397590
【氏名又は名称】アソシエーション フォー ジ アドバンスメント オブ ティシュー エンジニアリング アンド セル ベイスト テクノロジーズ アンド セラピーズ（エイ４テック）− アソシアソン
【氏名又は名称原語表記】ＡＳＳＯＣＩＡＴＩＯＮ ＦＯＲ ＴＨＥ ＡＤＶＡＮＣＥＭＥＮＴ ＯＦ ＴＩＳＳＵＥ ＥＮＧＩＮＥＥＲＩＮＧ ＡＮＤ ＣＥＬＬ ＢＡＳＥＤ ＴＥＣＨＮＯＬＯＧＩＥＳ ＆ ＴＨＥＲＡＰＩＥＳ （Ａ４ＴＥＣ） − ＡＳＳＯＣＩＡＣＡＯ
(74)【代理人】
【識別番号】100147485
【弁理士】
【氏名又は名称】杉村 憲司
(74)【代理人】
【識別番号】230118913
【弁護士】
【氏名又は名称】杉村 光嗣
(74)【代理人】
【識別番号】100196298
【弁理士】
【氏名又は名称】井上 高雄
(72)【発明者】
【氏名】ルイ ルイス ゴンサルヴェス ドス レイス
(72)【発明者】
【氏名】アナ リタ クルス デュアルテ
(72)【発明者】
【氏名】アレクサンドル アントニオ アントゥネス バロス
(72)【発明者】
【氏名】エステバオ オーガスト ロドリゲス デ リマ
(72)【発明者】
【氏名】カルロス アンドレー リベイロ オリベイラ
(72)【発明者】
【氏名】ジョージ マニュエル ニューンズ コレイア ピントー
【審査官】
菊池 美香
(56)【参考文献】
【文献】
米国特許第０６３６８３５６（ＵＳ，Ｂ１）
【文献】
特開平０９−２６７４１９（ＪＰ，Ａ）
【文献】
特表２０１４−５２６９１５（ＪＰ，Ａ）
【文献】
J Biomed Mater Res Part B, 2015, 103B, p.608-617
(58)【調査した分野】（Int.Cl.，ＤＢ名）
Ａ６１Ｌ ３１／０４
Ａ６１Ｆ ２／８２
Ａ６１Ｌ ３１／０６
Ａ６１Ｌ ３１／１２
Ａ６１Ｌ ３１／１４
Ａ６１Ｌ ３１／１６
Ａ６１Ｌ ３１／１８
(57)【特許請求の範囲】
【請求項1】
以下を含むステント：
ポリマー基材であって、10〜50%（w/w）のアルギン酸塩および45〜85%（w/w）のゼラチンを含む該ポリマー基材と；
前記ポリマー基材をコーティングするためのポリマー生分解性樹脂。
ポリマー基材であって、10〜50%（w/w）のアルギン酸塩および45〜85%（w/w）のゼラチンを含む該ポリマー基材と；
前記ポリマー基材をコーティングするためのポリマー生分解性樹脂。
【請求項2】
該ポリマー基材が、20〜40%（w/w）のアルギン酸塩および55〜70%（w/w）のゼラチンを含む、請求項１に記載のステント。
【請求項3】
3〜50%（w/v）のポリマー生分解性樹脂の溶液が前記ステントに添加される、請求項１〜２のいずれか一項に記載のステント。
【請求項4】
5〜20%（w/v）のポリマー生分解性樹脂の溶液が前記ステントに添加される、請求項１〜３のいずれか一項に記載のステント。
【請求項5】
5〜10%（w/v）のポリマー生分解性樹脂の溶液が前記ステントに添加される、請求項１〜４のいずれか一項に記載のステント。
【請求項6】
造影剤をさらに含む、請求項１〜５のいずれか一項に記載のステント。
【請求項7】
以下を含む、請求項１〜６のいずれか一項に記載のステント：
2〜5%（w/w）の造影剤；
20〜40%（w/w）のアルギン酸塩および55〜70%（w/w）のゼラチン。
2〜5%（w/w）の造影剤；
20〜40%（w/w）のアルギン酸塩および55〜70%（w/w）のゼラチン。
【請求項8】
以下を含む、請求項１〜７のいずれか一項に記載のステント：
5%（w/w）の造影剤、；
30%（w/w）のアルギン酸塩および65%（w/w）のゼラチン。
5%（w/w）の造影剤、；
30%（w/w）のアルギン酸塩および65%（w/w）のゼラチン。
【請求項9】
前記樹脂が、以下のリストから選択される、請求項１〜８のいずれか一項に記載のステント：ポリカプロラクトン樹脂、ポリグリコリドおよびその共重合体： ポリ（乳酸-グリコール酸共重合体と乳酸）、ポリ（グリコリド-カプロラクトン共重合体とε-カプロラクトン）、およびポリ（グリコリド-トリメチレンカーボネート共重合体とトリメチレンカーボネート）、またはそれらの混合物。
【請求項10】
該造影剤が以下のリストから選択される、請求項１〜９のいずれか一項に記載のステント：バリウム塩、ビスマス塩、スピネル顔料、またはそれらの混合物、特に炭酸ビスマス（III）。
【請求項11】
架橋剤をさらに含む、請求項１〜１０のいずれか一項に記載のステント。
【請求項12】
該架橋剤が、ゼラチンアミンと反応することができる官能基を含む化学架橋剤である、請求項１１に記載のステント。
【請求項13】
前記架橋剤が以下のリストから選択される、請求項１１〜１２に記載のステント：イオン性架橋剤は、一価または二価のイオンを含み、そのカチオンはカルシウム、マグネシウム、バリウム、ストロンチウム、ホウ素、ベリリウム、アルミニウム、鉄、銅、コバルト、鉛または銀であり； そのアニオンは、塩化物、硝酸塩、リン酸塩、クエン酸塩、ホウ酸塩、コハク酸塩、マレイン酸塩もしくはシュウ酸塩、またはそれらの混合物からなる群より選択される。
【請求項14】
該架橋剤が、塩化カルシウム、ゲニピン、グルタルアルデヒド、カルボジイミド、およびそれらの混合物からなる群より選択される、請求項１１〜１３に記載のステント。
【請求項15】
治療剤、すなわち、抗炎症剤、抗菌剤、抗がん剤、抗ウイルス剤、またはそれらの混合物をさらに含む、請求項１〜１４のいずれか一項に記載のステント。
【請求項16】
該抗炎症剤が以下のリストから選択される、請求項１５記載のステント：プレドニゾロン、メチルプレドニゾロン、フルオロメトロン、デキサメタゾン、ベタメタゾン、ヒドロコルチゾン、メドリゾン、ロテプレドノール、リメキソロン、トリアムシノロン、ジクロフェナク、ケトロラク、フルルビプロフェン、インドメタシン、スプロフェン、イブプロフェン、ケトロラクトロメタミン、エメダスチン、レボカバスチン、アゼラスチン、オロパタジン、ケトチフェン、ケトプロフェン、クロモリン、ヨードキサミドまたはそれらの混合物。
【請求項17】
該抗菌剤が以下のリストから選択される、請求項１５に記載のステント：アモキシシリン、ジクロキサシリン、オーグメンチン、セファロスポリン、ゲンタマイシン、トブラマイシン、ネオマイシン、エリスロマイシン、アジスロマイシン、クラリスロマイシン、オフロキサシン、シプロフロキサシン、ノルフロキサシン、レボフロキサシンまたはそれらの混合物。
【請求項18】
該抗がん剤が以下のリストから選択される、請求項１５に記載のステント：メトトレキサート、ビンブラスチン、ドキソルビシン、シスプラチン、顆粒球コロニー刺激因子、ゲムシタビン、カルボプラチン、5-フルオロウラシル、イホスファミド、ペメトレキセド、パクリタキセル、エピルビシン、マイトマイシンC、カペシタビン、カルメット・ゲラン桿菌（BCG）またはそれらの混合物。
【請求項19】
該抗ウイルス剤が以下のリストから選択される、請求項１５に記載のステント： アシクロビル、バラシクロビル、ファムシクロビルまたはそれらの混合物。
【請求項20】
該治療剤が該ポリマー基材に組み込まれている、請求項１５〜１９ のいずれか一項に記載のステント。
【請求項21】
該治療剤が該ポリマー基材のコーティング中にある、請求項１５〜２０のいずれか一項に記載のステント。
【請求項22】
ヒトまたは獣医学における使用のための、請求項１〜２１のいずれか一項に記載のステント。
【請求項23】
再生医療または組織工学における使用のための、請求項１〜２２のいずれか一項に記載のステント。
【請求項24】
泌尿器科疾患の予防または治療における使用のための、請求項１〜２３のいずれか一項に記載のステント。
【請求項25】
該ステントが尿管ステントである、請求項１〜２４のいずれか一項に記載のステント。
【請求項26】
以下の工程を含む、ステントの製造方法：
アルギン酸塩、ゼラチンを、40〜90℃、好ましくは70℃の水に溶解させる工程；
300〜1500rpmで30分間〜3時間、好ましくは600rpmで1時間撹拌し、ポリマー基材を得る工程；
任意に、化学架橋剤を該ポリマー基材に添加する工程；
該ポリマー基材を鋳型に注入し、ステントを得る工程；
該ステントをアルコール溶液に30分〜3時間、好ましくは1時間浸す工程；
該ステントを0.05〜2Mの架橋剤溶液に、1〜24時間、好ましくは2時間、20〜25℃で絶え間なく撹拌しながら浸す工程；
該ステントをアルコール溶液に入れる工程；
超臨界流体、特に二酸化炭素の高圧容器内で、35〜60℃、71〜200バールで60〜360分間、連続モードでステントを乾燥させる工程；
ステントを15〜90分間、好ましくは30分間水に浸漬させる工程；
ステントをエタノールに1〜5時間、好ましくは1時間浸漬させる工程；
ステントを20〜25℃で1日乾燥させる工程；
ステントを5〜20%の樹脂、好ましくは10%のポリカプロラクトンの溶液に5〜30秒間、好ましくは10秒間浸漬させる工程；
15〜35℃、好ましくは20℃で12〜24時間、好ましくは15時間乾燥させる工程。
アルギン酸塩、ゼラチンを、40〜90℃、好ましくは70℃の水に溶解させる工程；
300〜1500rpmで30分間〜3時間、好ましくは600rpmで1時間撹拌し、ポリマー基材を得る工程；
任意に、化学架橋剤を該ポリマー基材に添加する工程；
該ポリマー基材を鋳型に注入し、ステントを得る工程；
該ステントをアルコール溶液に30分〜3時間、好ましくは1時間浸す工程；
該ステントを0.05〜2Mの架橋剤溶液に、1〜24時間、好ましくは2時間、20〜25℃で絶え間なく撹拌しながら浸す工程；
該ステントをアルコール溶液に入れる工程；
超臨界流体、特に二酸化炭素の高圧容器内で、35〜60℃、71〜200バールで60〜360分間、連続モードでステントを乾燥させる工程；
ステントを15〜90分間、好ましくは30分間水に浸漬させる工程；
ステントをエタノールに1〜5時間、好ましくは1時間浸漬させる工程；
ステントを20〜25℃で1日乾燥させる工程；
ステントを5〜20%の樹脂、好ましくは10%のポリカプロラクトンの溶液に5〜30秒間、好ましくは10秒間浸漬させる工程；
15〜35℃、好ましくは20℃で12〜24時間、好ましくは15時間乾燥させる工程。
【請求項27】
アルギン酸塩およびゼラチンを溶解させる工程が、炭酸ビスマス（III）を溶解させる工程をさらに含む、請求項２６に記載の方法。
【請求項28】
連続モードでステントを乾燥させる工程が、35〜50℃、100バールで2時間の超臨界流体含浸によって行われる、請求項２６〜２７に記載の方法。
【請求項29】
該架橋剤溶液の濃度が、0.24M、0.48M、1Mである、請求項２６〜２８に記載の方法。
【請求項30】
二酸化炭素の高圧容器内での乾燥工程が、40℃、100バールで90分間実施される、請求項２６〜２９に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【0001】
本開示は、尿管ステントに関し、特に、例えば尿路結石、新形成または外科的処置によって損なわれ得る通路、すなわち尿管の開存性を確保するために使用される尿管ステント用の組成物に関する。
【背景技術】
【0002】
当該技術分野で開発された天然起源のポリマーをベースとする第1世代の生分解性尿管ステント（非特許文献１に記載）は、従来のステントの興味深い代替物であることが判明しているが、ブタモデルにおける最初のin vivo検証の際に失敗することが実証されている。
【0003】
第1世代の生分解性尿管ステントでは、これらはアルギン酸塩、ジェランガムおよびこれらとゼラチンとのブレンドを用いて製造された（非特許文献１に記載）。グラム陽性およびグラム陰性の細菌接着を評価し、市販のステント（Biosoft（登録商標）duo、Porges、Coloplast）と比較すると、接着の低下が示された。生分解プロファイルはステントの組成に大きく依存し、アルギン酸塩ベースのステントの14日間の完全な溶解およびジェランガムベースのステントの60日以下の完全な溶解を伴うことが観察された[16]。以前に開発された天然起源のポリマーをベースとする第1世代の生分解性尿管ステントは、興味深い代替物であることが判明しているが、機械的特性が悪いため、最初のin vivoでの検証に失敗した（図６Ｄ）。
【0004】
尿管ステント留置を経験する患者によって報告される最も頻繁な副作用は、尿路における痛みおよび困難である[1]。これらの問題は、損失日数、尿漏れおよび性的不全を伴い、患者の生活の質に重大な影響を及ぼす可能性がある[2]。近年、新規尿管ステントの設計は、新規ポリマー、コーティング、および細菌感染または痂皮形成などの最も一般的な問題を大幅に軽減するための活性化合物の組み込みを用いて試験されている[2-4]。Langeら[1]は最近の検討で、将来のステントは制御可能な方法で分解可能であり、活性化合物をコーティングまたは溶出することが可能になると結論付けた。過去数年間でこの分野に関心が高まっていたが、現時点では生分解性尿管ステントは市販されていない[1]。ポリ乳酸、ポリグリコール酸、ポリ（乳酸-グリコール酸共重合体）、およびアルギン酸塩ベースの物質などのポリマーが、生分解性尿管ステントの開発に使用されてきた[5-9]。Lumiaho, J.らは、ポリ乳酸とポリ（乳酸-グリコール酸共重合体）ベースのステントを用いたブタモデルにおけるin vivo研究を報告し、これは逆流防止特性および良好な排出性などの良好な特性を示したが、生体適合性および分解プロファイルは臨床使用には不十分であることが判明した[5,10,11]。同じ尿管ステントはイヌモデルで異なる挙動を示し、良好な生体適合性および12週間で生じた分解を示した[12]。ポリ（乳酸-グリコール酸共重合体）ベースの尿管ステントを使用した他の研究では、良好な放射線不透過性および排出特性が報告されたが、文献[5,13-15]に報告されているところによると、生体適合性は損なわれていた。尿管ステントの分解は、分解過程中に尿管を塞ぐ可能性のある断片が形成されるのを防ぐよう、均一および均質でなければならない[1,6,16]。放射線不透過性、グリコール酸-乳酸ベースのステントであるUripreneステント（Poly-Med、アメリカ）は、膀胱コイルから腎コイルへの方向に分解し、ステント断片の分解に伴う尿管閉塞を防ぐように設計されてきた[1]。Uripreneのin vivoブタモデル研究は、排出を維持しながらの2〜4週間の予測可能な分解を伴い、良好な安定性および生体適合性を報告した。これまでの研究では、二酸化炭素での臨界点乾燥により加工された天然ベースのポリマーで製造された尿管ステントが報告された[16]。しかしながら、この研究は、アルギン酸塩ポリマーベースの一時的尿管ステントを報告する初めての文献ではなかった。Lingemanら[9,17]は、第I相および第II相臨床試験において、これらの尿管ステントは、尿排出促進、良好な忍容性および安全性プロファイルを伴い、分解の少なくとも48時間前は原形のままであるように設計されていることを示した。これらのアルギン酸塩ベースのステントの問題は、それが不均質な溶解プロファイルおよび断片化を提示し、一部の患者において断片を除去するための二次的処置が必要となるという事実である。
【先行技術文献】
【特許文献】
【0005】
【非特許文献1】Barros AA, Rita A, Duarte C, Pires RA, Sampaio- Marques B, Ludovico P, Lima E, Mano JF, Reis RL. 2015. Bioresorbable ureteral stents from natural origin polymers; J Biomed Mater Res Part B 2015:103B:608-617
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【0006】
本開示の尿管ステントは、従来技術において遭遇する低い機械的性能を克服する。驚くべきことに、基材としてのゼラチンおよびアルギン酸塩の特定の濃度は、前記ポリマー基材をコーティングするポリマー生分解性樹脂との接合で、より高い機械的特性を有するステントをもたらす。この新規尿管ステント組成物は、驚くべきことに、哺乳動物（図６Ｄ、７および８を参照）のin vivo治療において失敗しないと同時に、新しい組織の形成を可能にし、第2の外科的介入を回避する。
【0007】
一実施形態では、本開示の生分解性尿管ステントを、ポリマー生分解性樹脂でコーティングした。ステントの表面の形態学的分析は、走査型電子顕微鏡によって実施した。X線スキャンは、本開示の生分解性ステントの放射線不透過性を実証した。生分解性尿管ステントの分解を人工尿溶液中で評価し、原料の分解が9〜15日の間にin vitroで起こることが観察された。分解を、試料の重量損失と、誘導結合プラズマ（ICP）およびゲル浸透クロマトグラフィー（GPC）の両方による溶液の化学分析によって追跡した。最高量のゼラチンを含む配合物は、市販のステント（Biosoft（登録商標）duo、Porges、Coloplast）と比較した場合、引張特性に関して良好な機械的性能を示し、架橋濃度はステントの機械的挙動に大きな影響を及ぼさないことを示した。
【0008】
一実施形態では、本開示の尿管ステントのin vivo性能を本明細書において検証した。生分解性尿管ステントを、通常の外科的処置に続いて、雌ブタの尿管に入れた。動物は無症のまま、正常な尿流を維持し、ステントは最初の3日間原形を保っていたが、10日後に本開示の尿管ステントは完全に分解された。新規製造過程と組み合わせたこの新規配合物は、第1世代の天然ベースの生分解性ステントで検証された問題を克服する（非特許文献１に記載）。
【0009】
本開示の解決策は、生分解性ステント、特に尿管ステント用の組成物に関する。この開示は、入手可能なステント、特に尿管ステントにおいて直面する問題を克服する、すなわち：ステント除去のための第2の手術の必要性を回避する；
外科的処置にかけられた患者の罹患率を低下させる；
尿管ステントの移植後の感染の危険性を低下させるまたは排除する。
【0010】
先行技術において言及された問題は、驚くべきことに、以下のステントを提供する本主題の組成物によって解決される：哺乳動物の身体によって拒絶されず、
このステントは、改善された機械的特性を有し、in vivoでの器具の移植を哺乳動物モデルにおいて可能にし、
外科的処置にかけられた哺乳動物患者によって除去され、および
実施された外科的処置から回復するのに十分な時間生物体内にある。
【0011】
さらに、本主題の組成物は、局所放出のための活性／治療剤、特に抗炎症剤、抗菌剤、抗がん剤、またはそれらの混合物をさらに含んでもよい。驚くべきことに、治療薬がポリマー基材に組み込まれるという結果が達成された。
【0012】
本開示は、特に、新規組成物と、ステント、特に尿管ステントを製造するための射出成形および乾燥の新規方法とに関する。さらに、分解性尿管ステントを生分解性ポリマーでコーティングした。特に、この開示は、起源ポリマーによって作られた分解性尿管ステントをin vivoで成功させ、より高い機械的特性を得るために、4つの配合物を、異なる濃度のゼラチンおよびアルギン酸塩ならびに異なる濃度の架橋剤で試験した。
【0013】
本主題の組成物は、哺乳動物の生体によって分解可能であり、前記ステントを得る方法との組み合わせは、流体、すなわち哺乳動物の生体と接触した際に、それ自体でステントの閉塞を回避する。
【課題を解決するための手段】
【0014】
本開示は、ポリマー基材であって、10〜50%（w/w）のアルギン酸塩および45〜85%（w/w）のゼラチンを含むポリマー基材と；前記ポリマー基材をコーティングするためのポリマー生分解性樹脂とを含むステント、すなわち尿管ステントに関する。
【0015】
一実施形態では、より良好な結果のために、ポリマー基材は、20〜40%（w/w）のアルギン酸塩および55〜70%（w/w）のゼラチンを含んでもよい。
【0016】
一実施形態では、より良好な結果のために、3〜50%（w/v）の樹脂の溶液が前記ステントに添加され；好ましくは5〜20%（w/v）の樹脂の溶液が前記ステントに添加され、より好ましく5〜10%（w/v）の樹脂の溶液が前記ステントに添加される。
【0017】
一実施形態では、より良好な結果のために、ステントは造影剤、すなわちX線造影剤をさらに含んでもよい。一実施形態では、ビスマスを添加し、ステントに放射線不透過性を付与した。
【0018】
一実施形態では、より良好な結果のために、本開示のステントは以下を含んでもよい：2〜5%（w/w）の造影剤、好ましくは5%（w/w）の造影剤、すなわち炭酸ビスマス（III）；
ポリマー基材は、20〜40%（w/w）のアルギン酸塩および55〜70%（w/w）のゼラチンを含んでもよく、好ましくはポリマー基材は、30%（w/w）のアルギン酸塩および65%（w/w）のゼラチンを含んでもよい。
【0019】
一実施形態では、より良好な結果のために、ポリマー基材をコーティングするためのポリマー生分解性樹脂は、以下のリストから選択されてもよい：ポリカプロラクトン樹脂、ポリグリコリドおよびその共重合体：ポリ（乳酸-グリコール酸共重合体と乳酸）、ポリ（グリコリド-カプロラクトン共重合体）とε-カプロラクトン、およびポリ（グリコリド-トリメチレンカーボネート共重合体）とトリメチレンカーボネート、またはそれらの混合物。
【0020】
一実施形態では、より良好な結果のために、造影剤は以下のリストから選択されてもよい：バリウム塩、ビスマス塩、スピネル顔料、またはそれらの混合物、特に炭酸ビスマス（III）。
【0021】
一実施形態では、より良好な結果のために、ステントは架橋剤をさらに含んでもよく、前記架橋剤は、ゼラチンアミンと反応することができる官能基を含む化学架橋剤であり、好ましくは架橋剤は以下のリストから選択される：イオン性架橋剤は、一価または二価のイオンを含み、そのカチオンはカルシウム、マグネシウム、バリウム、ストロンチウム、ホウ素、ベリリウム、アルミニウム、鉄、銅、コバルト、鉛または銀であり；そのアニオンは、塩化物、硝酸塩、リン酸塩、クエン酸塩、ホウ酸塩、コハク酸塩、マレイン酸塩もしくはシュウ酸塩、またはそれらの混合物からなる群より選択される。
【0022】
一実施形態では、より良好な結果のために、架橋剤は、塩化カルシウム、ゲニピン、グルタルアルデヒド、カルボジイミド、およびそれらの混合物からなる群より選択されてもよい。
【0023】
一実施形態では、より良好な結果のために、ステントは、治療剤、すなわち、抗炎症剤、抗菌剤、抗がん剤、抗ウイルス剤、またはそれらの混合物をさらに含んでもよい。
【0024】
一実施形態では、より良好な結果のために、ステントは、以下のリストから選択される抗炎症剤をさらに含んでもよい：プレドニゾロン、メチルプレドニゾロン、フルオロメトロン、デキサメタゾン、ベタメタゾン、ヒドロコルチゾン、メドリゾン、ロテプレドノール、リメキソロン、トリアムシノロン、ジクロフェナク、ケトロラク、フルルビプロフェン、インドメタシン、スプロフェン、イブプロフェン、ケトロラクトロメタミン、エメダスチン、レボカバスチン、アゼラスチン、オロパタジン、ケトチフェン、ケトプロフェン、クロモリン、ヨードキサミドまたはそれらの混合物。
【0025】
一実施形態では、より良好な結果のために、ステントは、以下のリストから選択される抗菌剤をさらに含んでもよい：アモキシシリン、ジクロキサシリン、オーグメンチン、セファロスポリン、ゲンタマイシン、トブラマイシン、ネオマイシン、エリスロマイシン、アジスロマイシン、クラリスロマイシン、オフロキサシン、シプロフロキサシン、ノルフロキサシン、レボフロキサシンまたはそれらの混合物。
【0026】
一実施形態では、より良好な結果のために、ステントは、以下のリストから選択される抗がん剤をさらに含んでもよい：メトトレキサート、ビンブラスチン、ドキソルビシン、シスプラチン、顆粒球コロニー刺激因子、ゲムシタビン、カルボプラチン、5-フルオロウラシル、イホスファミド、ペメトレキセド、パクリタキセル、エピルビシン、マイトマイシンC、カペシタビン、カルメット・ゲラン桿菌（BCG）またはそれらの混合物。
【0027】
一実施形態では、より良好な結果のために、ステントは、以下のリストから選択される抗ウイルス剤をさらに含んでもよい：アシクロビル、バラシクロビル、ファムシクロビルまたはそれらの混合物。
【0028】
一実施形態では、より良好な結果のために、治療剤はポリマー基材に組み込まれてもよい。
【0029】
一実施形態では、より良好な結果のために、治療剤はポリマー基材のコーティングに組み込まれてもよい。
【0030】
一実施形態では、より良好な結果のために、ステントは、ヒトまたは獣医学における使用のためのものであってもよく、特に、ステントは、再生医療または組織工学における使用のためのものであってもよい。
【0031】
一実施形態では、より良好な結果のために、ステントは、泌尿器科疾患の予防または治療における使用のためのものであってもよい。
【0032】
一実施形態では、より良好な結果のために、ここで開示されるステントは尿管ステントであってもよい。
【0033】
本開示はまた、以下の工程を含む、ステント、特に尿管ステントの製造方法に関する：アルギン酸塩、ゼラチンを、40〜90℃、好ましくは70℃の水に溶解させる工程；
300〜1500rpmで30分間〜3時間、好ましくは600rpmで1時間撹拌し、ポリマー基材を得る工程；
任意に、化学架橋剤をポリマー基材に添加する工程；
ポリマー基材を鋳型に注入し、ステントを得る工程；
ステントをアルコール溶液に30分〜3時間、好ましくは1時間浸す工程；
ステントを0.05〜2Mの架橋剤溶液に、1〜24時間、好ましくは2時間、20〜25℃で絶え間なく撹拌しながら浸す工程；
ステントをアルコール溶液に入れる工程；
超臨界流体、特に二酸化炭素の高圧容器内で、35〜60℃、71〜200バールで60〜360分間、連続モードでステントを乾燥させる工程；
ステントを15〜90分間、好ましくは30分間水に浸漬させる工程；
ステントをエタノールに1〜5時間、好ましくは1時間浸漬させる工程；
ステントを20〜25℃で1日乾燥させる工程；
ステントを5〜20%の樹脂、好ましくは10%のポリカプロラクトンの溶液に5〜30秒間、好ましくは10秒間浸漬させる工程；
15〜35℃、好ましくは20℃で12〜24時間、好ましくは15時間乾燥させる工程。
【0034】
一実施形態では、より良好な結果のために、アルギン酸塩およびゼラチンを溶解させる工程は、炭酸ビスマス（III）を溶解させる工程をさらに含んでもよい。
【0035】
一実施形態では、より良好な結果のために、架橋剤を添加する工程は、35〜50℃、100バールで2時間の超臨界流体含浸によって、またはポリマー基材への治療剤の添加によって行われてもよい。
【0036】
一実施形態では、より良好な結果のために、架橋剤、好ましくはイオン架橋剤の濃度は、5〜50mM、好ましくは5〜20mMの間であってもよい。
【0037】
一実施形態では、より良好な結果のために、架橋剤溶液の濃度は、0.24M、0.48M、1Mであってもよい。
【0038】
一実施形態では、より良好な結果のために、二酸化炭素の高圧容器内での乾燥工程は、40℃、100バールで90分間実施されてもよい。
【0039】
本開示はまた、泌尿器科疾患の予防方法または治療方法で使用するための、アルギン酸塩、ゼラチンおよびポリマー生分解性樹脂を含む組成物であって、前記組成物が生分解性ステントに施され、
前記ステントが、10〜50%（w/w）のアルギン酸塩と45〜85%（w/w）のゼラチンとを基材として含み、ポリマー生分解性樹脂を基材コーティングとして含む組成物に関する。
【0040】
明細書および特許請求の範囲を通して、単語「含む」およびその単語の変形は、他の技術的特徴、添加物、成分、または工程を排除することを意図しない。本発明のさらなる目的、利点および特徴は、説明を検討することにより当業者に明らかになるか、または本発明の実施によって習得されるであろう。以下の実施例および図面は例示として提供され、本発明を限定することを意図しない。さらに、本発明は、本明細書に記載の特定の実施形態および好ましい実施形態の全ての可能な組み合わせを包含する。
【0041】
以下の図は、本開示の好ましい実施形態を提供するものであり、本開示の範囲を限定するものとして見なされるべきではない。
【図面の簡単な説明】
【0042】
【図1】生分解性尿管ステント（6Fr、配合物2、0.48M）のSEM顕微鏡写真であって、ａ）コーティング前、ｂ）コーティング後、ｃ）高倍率の1層ヒドロゲル、ｄ）高倍率の2層コーティングおよびヒドロゲルを示す図である。
【図2】a）市販の尿管ステント（Biosoft（登録商標）duo、Porges、Coloplast）およびｂ）開発された生分解性尿管ステント（配合物2、0.48M）の腹部モードにおける放射線写真を示す図である。
【図3】開発された生分解性尿管ステントの重量損失であって、a）異なる配合物の試験およびｂ）異なる架橋濃度での配合物2を示す図である。
【図4】ステント原料（アルギン酸塩およびゼラチン）ならびに浸出物の1、3、6および9日目の時点でのGPCクロマトグラムを示す図である。
【図5】72時間後に測定した細胞生存率による細胞毒性試験を示す図である。
【図6】生分解性ステント（0.48Mの架橋濃度）のPCLコーティング前後の機械的特性を、a）最大荷重（N）ｂ）最大引張り歪み（%）およびｃ）ヤング率（MPa）の観点から示す図である。ｄ）乾燥状態およびAUS浸漬で湿潤状態のコーティング前後の生分解性ステントの画像（スケールバー2mm）。対照 -（Biosoft（登録商標）duo、Porges、Coloplast）。値は、平均±SD、n=3として表される。一元配置分散分析を用いた統計的差異（*p＜0.05、**p＜0.01）、それに続くTukey事後試験。
【図7】異なる濃度の架橋剤と共に配合物2を用いて調製した生分解性ステントのPCLコーティング前後の機械的特性を、a）最大荷重（N）、ｂ）最大引張り歪み（%）、ｃ）ヤング率（MPa）およびｄ）分解時の尿管ステント配合物2の最大引張り歪み（%）の観点から示す図である。値は、平均±SD、n=3として表される。一元配置分散分析を用いた統計的差異（*p＜0.05、**p＜0.01）、それに続くTukey事後試験。
【図8】ステント付き尿管のin vivoでのブタモデルにおける従来の尿管鏡検査：a）生分解性尿管ステント配置、ｂ）配置時のブタ右尿管口内の生分解性尿管ステント、ｃ）3日後のブタ右尿管口の入口の生分解性尿管ステント、ｄ）3日後の生分解性尿管ステントと共に、ｅ）10日後の生分解性尿管ステント、f）10日目の分解後のブタ右尿管口。
【図9】配置の4日後のブタ右尿管口内のゲニピンで架橋された生分解性尿管ステント。
【発明を実施するための形態】
【0043】
（原料および方法）原料 - 一実施形態では、アルギン酸ナトリウム塩、ゼラチン、尿素、カナバリア・エンシホルミス（タチナタマメ）由来ウレアーゼIX型、塩化カルシウム、クロロホルム、エタノール、塩基性炭酸ビスマス（III）、二塩基性リン酸ナトリウムおよびアジ化ナトリウムは、Sigma-Aldrich（ドイツ）から購入した。オルトリン酸二水素カリウムおよび塩化マグネシウム六水和物は、Riedel-de Haen（ドイツ）から入手した。
【0044】
ICPのビスマス標準は、Sigma-Aldrich（ドイツ）から入手した。TONE（商標）ポリマーとして市販されているポリカプロラクトン樹脂PCL 787は、ニュージャージー州バウンドブルックのUnion Carbide Chemicals and Plastics Divisionから入手した。二酸化炭素（99.998mol%）はAir Liquide（ポルトガル）から供給された。全ての試薬を、さらに精製することなく受け取ったままで使用した。
【0045】
第2世代生分解性尿管ステントの調製 - 一実施形態では、表１に記載されるように、ポリマーを熱蒸留水（70℃）に異なる濃度で溶解した。溶液を1時間撹拌し、ポリマー溶液を鋳型に注入して管状構造体を得た。1時間後、製品を鋳型から取り出し、アルコール溶液（100%エタノール）中に1時間浸した。次いで、ステントを塩化カルシウム（CaCl2）の架橋溶液に、異なる濃度（表１）で室温で移した。架橋後、ステントをアルコール溶液（100%エタノール）中に移し、超臨界二酸化炭素（scCO2）の高圧容器内で、制御された圧力（100bar）および温度（40℃）ならびにscCO2の連続流の下で90分間乾燥させることができるアルコールゲルを得た。最後に、乾燥したステントを蒸留水に30分間、およびエタノール100%に1時間浸漬させ、鋳型を除去した。ステントを、最終的に室温条件で、1日間乾燥させた。ステントのコーティングは、クロロホルムに溶解した10%のポリカプロラクトン（PCL）樹脂787に浸漬することによって行った。ステントを周囲条件で一晩乾燥させた。この研究で対照として使用した市販のBiosoft（登録商標）duo、Porges、Coloplastも示されている。
【0046】
【表1】
【0047】
走査型電子顕微鏡 - 一実施形態では、生分解性ステントの形態を、JEOL SEM、モデルJSM-6010LVで分析した。試料を相互導電性接着テープでアルミニウムスタブ上に固定し、スパッタコーティング機を用いて金／パラジウムでコーティングした。
【0048】
術後X線 - 一実施形態では、開発された生分解性尿管ステントの放射線不透過特性を、ポルトガルブラガの病院のイメージング部門にある術後X線装置で評価した。放射線写真は、倍率0.27xの腹部モードで撮影した。
【0049】
分解試験 - 一実施形態では、生分解性ステントの分解を、試料の重量損失の関数として測定した。試料（10mg）を、Khandwekarら[18]に従って調製した人工尿溶液（AUS）に、表２に示す組成で浸漬した。浸漬した試料を乾燥させて重さを量り、重量損失を、以下の式に従って計算し、決定した：%重量損失 = (Wf-Wi)/Wi* 100 （1）
ここで、Wfは試料（浸漬後に乾燥させた）の最終重量であり、Wiは試料の初期重量である。各配合物を三重に試験した。
【0050】
【表2】
【0051】
ゲル浸透クロマトグラフィー（GPC） - 一実施形態では、5mgのアルギン酸塩、ゼラチンおよびビスマスを、0.1Mのアジ化ナトリウムを含む二塩基性リン酸ナトリウム0.01Mの5mlの水溶液（pH6.6）に溶解させて対照として使用し、一方、特定の時点（1、3、6および9日目）でのステント配合物2の分解試験によって得られた浸漬溶液を凍結乾燥し、次いで5mlの同じ溶離液に溶解させた。溶液を0.22μmフィルターで濾過し、屈折計、直角光散乱検出器および粘度計検出器を、4つのカラム一式：プレカラムSuprema 5μm 8×50 S/N 3111265、Suprema 30A 5μm 8×300 S/N 3112751、Suprema 1000A 5μm 8×300 S/N 3112851PLおよびAquagel-OH MIXED 8μm7.5×300 S/N 8M-AOHMIX-46-51上に備えたゲル浸透クロマトグラフ（Malvern、Viscotek TDA 305）で、屈折率検出（RI-検出器 8110、Bischoff）と共に分析した。溶出は、30℃で流速1ml／分を採用して行った。狭い多分散性および180Da〜708kDaの範囲のMp（ピーク最大値での分子量）を有する10プルラン検量体を含むVarianからの市販の校正多糖セットで、溶出時間およびRI検出器シグナルを校正した。
【0052】
誘導結合プラズマ（ICP） - 一実施形態では、ステントの分解試験からの浸漬溶液、配合物2を濾過し、誘導結合プラズマ（ICP）により分析し、異なる分解時でのビスマス（BI）濃度を追跡した。特定の波長（Biについてはk=206.17nm）での試料吸収を測定し、ICPのビスマス標準（Sigma）（R2=0.96）で以前に得た検量線を用いてビスマス濃度を測定した。
【0053】
浸出物の細胞毒性評価 - 一実施形態では、AUS中での尿管ステント分解中の浸出性物質の細胞毒性を、ISO/10993[19]に従って評価した。欧州細胞カルチャーコレクションから購入した不死化マウス肺線維芽細胞株（L929）を用いて、試料の細胞毒性を評価した。最初に、ステント配合物2の特定の時点（1、3、6および9日目）における分解試験によって得られた浸漬溶液を凍結乾燥した。浸出物を、10%FBS（熱不活性化ウシ胎仔血清、Biochrom AG、ドイツ）、および1%抗生物質抗真菌剤（Gibco、イギリス）の基礎培地DMEM（ダルベッコ改変イーグル培地; Sigma-Aldrich、ドイツ）に溶解した。細胞を加湿インキュベーター内で37℃、5%CO2雰囲気下で培養した。浸出物の細胞代謝への影響は、標準MTS（Cell Titer 96（登録商標）水溶液細胞増殖アッセイ、Promega、アメリカ）生存性試験を用いて実施した。ラテックスゴム抽出物を細胞死の陽性対照として使用した；一方で細胞培養培地を、細胞増殖の理想的な状況を示す陰性対照として使用した。細胞生存率は、72時間後のMTSアッセイによって評価した。これをUV分光法により定量し、490nmでのホルマザンの吸光度をマイクロプレートリーダー（Synergy HT、Bio-Tek Instruments、アメリカ）で読み取った。各試料配合物および対照は、12の複製を用いて試験した。
【0054】
引張機械的分析 - 一実施形態では、生分解性ステントの引張機械的分析は、1kNのロードセルを備えたINSTRON 5540（Instron Int.社、ハイウィカム、イギリス）万能試験機を用いて評価した。湿潤試料をAUSで4時間試験する前に水和させた。使用した標本の寸法は、長さ5mm、幅2mm、厚さ0.5mmであった。負荷を、支持体間の中間に3mmのスパン（L）で加えた。クロスヘッド速度は1：5mm／分であった。各条件について、コア破断を生じるまで標本に負荷をかけた。提示される結果は、少なくとも3つの標本の平均であり、結果を平均±標準偏差として提示する。
【0055】
外科的処置およびin vivo分解性の検証 - 一実施形態では、機関内審査委員会による正式承認を得て、動物実験の内部倫理プロトコルに従い、ポルトガルブラガのミーニョ大学で予備in vivo検証試験を実施した。体重≦30kgの雌の家畜ブタを用い、処置およびステント分解を検証した。処置の12時間前から、豚に食物または水を与えなかった。全ての処置は、既に詳細に記載されているように、全身麻酔および人工呼吸器の下で行った[20]。膀胱を空にした後、半硬質7Fr尿管鏡（Karl Storz、ツットリンゲン、ドイツ）を尿道を通して挿入し、血清を注入した。全ての処置は、尿管鏡検査の標準的な技法に従った。次いで、0.035インチの可撓性先端ガイドワイヤー（AQUATRACK（登録商標）吸水性ニチノール、Cordis（登録商標）、Johnson＆Johnson）を尿管に挿入した。生分解性尿管ステントは、ガイドワイヤーによって右尿管または左尿管のいずれかに配置されるまで、一度に一つずつ誘導された。最後に、任意の断片の分解および存在ならびに尿管の形態を確認するために、従来の尿管鏡検査を行った。
【0056】
統計分析。一実施形態では、全てのデータ値を平均±標準偏差（SD）として示す。統計分析を、Graph Pad Prism 6.00ソフトウェア（サンディエゴ、アメリカ）を用いて行った。統計学的有意性（*p＜0.05、**p＜0.01および***p＜0.001）を、一元配置分散分析（ANOVA）を用いて平均3〜12の複製について決定し、その後に全てのペアワイズ平均比較について事後Tukey試験が続く。
【0057】
起源ポリマーによって製造された第2世代生分解性尿管ステントを調製するために、新規配合物を試験し、射出成形および乾燥の方法を最適化した。ステントの機械的特性を向上させる目的で、ヒドロゲルを別の生分解性原料でコーティングするアイデアも、ポリカプロラクトン樹脂PCL 787で試験した。ポリカプロラクトン樹脂は、安全な原料であり、他の生分解性ポリマーと比較して分解が速いため、選択された。生分解性尿管ステントは、アルギン酸塩-ゼラチンの初期水溶液から調製され、そこから、温度を低下させ、続いてCaCl2溶液でイオン架橋することによってゲル化が誘導される。ゼラチンならびにアルギン酸塩は、ゲルを形成するその多用途性、およびゼラチンを他の多糖と組み合わせた以前の研究[16]で得られた結果のために選択され、水の取り込み、分解プロファイルの変化を誘発することが可能であり、特に細菌の付着に関して有益であった。本開示では、ビスマスを配合物に添加した。ビスマスの新規配合物における使用は、この化合物の固有の放射線不透過特性のため、尿管ステントに放射線不透過特性を提供する。この原料は既に使用され、安全であることが証明されており、既にFDAの認可を受けている[21]。架橋後、エタノールおよび超臨界二酸化炭素の工程の組み合わせをさらに用いて生分解性尿管ステントを乾燥させた。超臨界乾燥過程パラメーターは、既に最適化されたものであり、使用される超臨界流体乾燥過程は、マトリックスがいかなる相転移も受けず、したがってステントの内腔の完全性が損なわれない過程であるため、このステントの最初のバージョンとして保持した[22]。異なる他の乾燥方法、すなわち空気乾燥を試験したが、超臨界流体CO2を使用した際に観察されたものとは異なり、ステントの内腔の完全性が損なわれた。
【0058】
形態学。図１は、配合物2に従って開発された生分解性尿管ステントの断面のSEM画像を示す。図１ａではコーティングされていないステントを示し、図１ｂでは、PCLコーティングされたステントを示す。図１ｃおよび１ｄは、ステント壁の拡大図である。外側層のPCLコーティングと、内側層のアルギン酸塩-ゼラチンおよびビスマスマトリックスとの2つの層を区別することが可能である。内径、すなわちステントの内腔は2mmである。ステントの内径および外径ならびに長さは、ステントを調製するために使用する射出成形鋳型にのみ依存し、試験した配合物には依存しない。第1世代の生分解性尿管ステントと同様に、コーティングなしで得られた表面は類似している[16]。
【0059】
X線検証。尿管ステントの重要な特徴は、その放射線不透過性である。術後X線で評価し、ステントを体内に局在化させ、経時的に分解を追跡する機会は非常に重要であり、このために標準化された製品、すなわち塩基性炭酸ビスマス（III）が使用されるが、他のものを使用することができる。図２では、市販のステント（図２ａ）と比較して、生分解性尿管ステント（図２ｂ）の湿潤状態での放射線不透過性を確認することが可能である。この開示では、Lingemanら[21]と比較して、配合物においてより低濃度のこの化合物を使用し、予想外にもこの特徴をステントに提供するのに少量が適していることを実証した。
【0060】
In vitro分解試験 - 異なる配合物および異なる濃度の架橋剤を用いた生分解性尿管ステントのin vitro分解を、試料の重量損失を測定して評価した。AUSに所定時間浸漬した際に失われた質量の百分率として測定した重量損失を、図３に示す。試験された全ての条件は、浸漬の最初の3日間に分解が起こらないことをin vitroで実証した。9日後、ステントは完全な分解を示した。試験した異なる配合物を比較すると、結果は、より高濃度のアルギン酸塩（配合物4および5、図３a）は分解時間を伸ばすことを示唆している。異なる濃度の架橋剤（図３ｂ）を比較すると、結果は、統計的に有意ではないと考えられるが、より強い架橋が分解を遅れさせることを示している。これは、グルロン酸（G）ブロックを有するより多くのカルシウム架橋が存在し、それらの共有結合性架橋ネットワークを増加させるため、正当だとみなすことができる[23]。L-グルロン酸の構造がD-マンヌロン酸鎖よりも大きな柔軟性を提供するため、イオン架橋剤の二価カチオンは隣接するアルギン酸鎖のG-ブロックにのみ結合する。イオン性鎖間架橋を形成することにより、二価イオンはD-マンヌロン酸のカルボキシル基と、それに続くL-グルロン酸の2-OHおよび3-OH基との間の水素結合を置換し、アルギン酸水溶液のゲル化を引き起こす[24,25]。したがって、Gブロック長、ポリマー濃度および分子量は、アルギン酸塩の物理的特性およびその結果としての分解に影響を及ぼす重要な因子である。一方、ゼラチンは、温度を上昇させたり低下させたりしてヒドロゲルを形成することができ、これは単に物理的架橋現象である。ゼラチン分子の架橋の機構は、ランダムコイルから三重ヘリックスへの立体配座変化である。そうして、非共有結合性会合が30〜35℃より高い温度、したがって体温で容易に破壊されるため、分解が起こる[26]。これは、配合物中のゼラチンの量が多いほど、より速い分解が起こることを理解するのに役立つ。本発明者らの以前の研究では、アルギン酸塩ベースの尿管ステントは、この研究と比較して、同じ理由でより遅い分解を示した[16]。しかし、アルギン酸塩とのポリマーブレンドは未知であり、したがって、本開示の配合物と比較して研究相関を確立することは困難である。
【0061】
ゲル浸透クロマトグラフィー（GPC）- 1、3、6および9日目の尿管ステント分解からのポリマー抽出物を最初に凍結乾燥し、次いで適切な溶離液に溶解してGPCで分析した。対照として、原料のアルギン酸塩およびゼラチンを注入した。アルギン酸塩およびゼラチンのGPCパターンは、18mlと21mlの間の保持容量の溶出ピークの重複を示し、したがって両者を区別することは容易ではない。抽出物は、生分解性尿管ステント配合物中に存在するアルギン酸塩とゼラチンとの混合物によって本質的に構成される。原料の重複は、アルギン酸塩およびゼラチンの存在を別々に確認することを困難にする。しかし、溶出曲線のピークは、分解時間と共に増加する強度で見ることが可能である。異なる溶出曲線におけるピークの保持容量を考慮すると、アルギン酸塩ではなくゼラチンの主要な寄与が観察される。これは、この配合物（配合物2）が65%のゼラチンおよび30%のアルギン酸塩からなるため予想された。
【0062】
誘導結合プラズマ（ICP）- 配合物2と異なる時点での浸漬溶液中のビスマス濃度のICP分析を、表３に提示する。結果は、ステントから人工尿溶液への分解過程中のビスマスの徐放を示す。尿管ステントの分解プロファイル（図３a）、配合物2および浸漬溶液中で測定したビスマスによれば、ビスマスの放出は分解に関連し、ステントの膨潤またはステントからAUSへの拡散により発生しないことが示されている。この観察を支持するために、およびステントのビスマスの均質な分布を考慮すると、分解プロファイルと溶液中のビスマスの量との間に相関があることが予想される。3日目に、配合物2の尿管ステントは約5%の分解を示し、相関する溶液中のビスマスの値は0.271g/Lであり、これはステント内に存在する総ビスマスの約5%である。1.285g/Lの値が全ビスマスの20%である6日目の時点にも同じことが観察され、再び図３ａで観察された分解の値に近い。
【0063】
【表3】
【0064】
浸出性細胞毒性 - ステント分解から得られた浸出物の細胞毒性を、ISO/EN.10993 [19]に記載のプロトコルに従って評価した。組織培養プレート中、浸出物の存在下で培養した細胞の生存率を、ダルベッコ改変イーグル培地（DMEM）培養培地で培養した細胞の関数として決定した。図５は、培養培地に溶解した原料と接触した72時間後の細胞生存率を示す。陽性対照として用いたラテックスと比較して、浸出物の存在下での細胞生存率に有意差が観察された。結果は、1日目から9日目までの浸出物とL929細胞との間に毒性相互作用がないことを示している。
【0065】
引張機械的試験 - 開発された生分解性尿管ステントの最大荷重（N）、最大引張り歪み（%）およびヤング率（MPa）のような引張機械的特性を図６および図７に示す。図６は、濃度が0.48Mの架橋剤を使用した場合のステントの4つの異なる配合物の乾燥状態および湿潤状態における結果を提示する。対照として、市販のステント（Biosoft（登録商標）duo、Porges、Coloplast）の引張結果も提示する。全ての研究された配合物を比較すると、水和の前後およびコーティングの有無にかかわらず、それらの機械的特性に関して有意差が観察された。全ての配合物において、AUS中での水和の予想通り（図６ｄ）、引張特性の値はヤング率に関して減少するが、最大引張り歪みに関して増加する。さらに、水和後の尿管ステントは、乾燥状態よりも弾性が強くなる。水和試料の結果は、臨床目的にとってはるかに重要である。最高値の点では、水和後配合物2のコーティングされたステントについて、最大荷重は78.7Nであり、ヤング率に関しては49.8MPaであった。市販ステントのそれぞれ41.2Nおよび24.6MPaと比較する。一方、最大引張り歪み（%）または破断点伸びに関して、対照は、配合物2について得られた339.1%と比較して、約736.5%の値を提供する。一般に、ゼラチンの寄与は、生分解性ステントの機械的特性を増加させるようである。ステントの水和はさらに、原料の弾性を増大させるのに寄与する。PCLコーティングの効果を分析すると、それはステントの弾性および延性を有意差と共に増大させることにも寄与する。架橋剤としてのカルシウムイオン濃度の影響を研究する目的で、3つの異なる濃度を配合物2で試験した。この配合物を、生分解性尿管ステントの延性と弾性に関するバランスのため、得られた結果に従って選択した。
【0066】
図７は、異なる濃度、すなわち0.24M、0.48Mおよび1Mの架橋剤を使用した、配合物2での尿管生分解性ステントの結果を本明細書に示す。異なる濃度を比較すると、結果は、架橋濃度が生分解性尿管ステントの最終的な機械的特性に大きな影響を与えないことを示唆している。とはいえ、カルシウムイオン濃度が増加すると、わずかな増加が観察される。これは文献に正確に報告されており、イオンは連結されたネットワークを増加させるが、本開示では、試験した濃度は生分解性尿管ステントの機械的特性にほとんど影響しない[27]。
【0067】
分解過程中の機械的特性を測定し（図７ｄ）、その結果は、分解時の機械的特性の低下を示す。それでもなお、完全な分解前の6日目に、尿管ステント（配合物2）は200%に近い平均最大引張りを示す。機械的特性は分解過程中に低下するが、その特性は、完全分解前の尿管ステントの機能を維持するのに十分であるように思われる。これらの観察は、残っている可能性のある断片による尿管の閉塞で妥協することなくステントを除去する臨床的必要性がある場合には、非常に重要である。
【0068】
天然ポリマーで作られた第1世代の生分解性尿管ステントでは、得られた値は、第2世代と比較して3倍低かった[16]。明らかに、ゼラチン濃度の増加、製造過程の変更および新規生分解性コーティングの組み込みにより、従来の尿管鏡検査に続いてin vivoで使用することができる生分解性尿管ステントの調製が可能になる。
【0069】
理想的な尿管ステントは、機械的特性に関して適切な性能を有することが期待される。最大引張り歪みの結果を、PGAおよびPLGAから作られた吸収性尿管ステント[15,28]と比較すると、本明細書で使用される天然起源の原料は、合成原料と比較してより大きな伸びを示す。この研究で得られた全体的な機械的性能に関しては、市販の入手可能なステント、Biosoft（登録商標）duo、Porges、Coloplastと類似か、またはそれより良好であることが実証された。
【0070】
ブタモデルにおけるin vivo研究 - 生分解性尿管ステントのin vivoでの検証を、異なる雌の家畜ブタで実施した。従来の尿管鏡検査を用いて、開発したステントを移植した。In vivoで試験した最初のステントは、Barrosら[20]によって報告された天然起源のポリマーをベースとする第1世代の生分解性尿管ステントであった。第1世代は、外科的処置の際に、ステントが完全に膀胱鏡内に入り、吸水性ガイドワイヤーが尿道を通って膀胱内に入ったことを実証した。開発された尿管ステントは、手順を通して原形を保ち、断片化されず、必要に応じて簡単に取り外せることが証明されている。しかし、尿管に正確に配置できるように十分に延性ではなかった。それに対して、この新規第2世代の生分解性尿管ステントは、in vivoで移植することに成功した。従来の外科的処置に続いて、この第2世代の配合物2での生分解性尿管ステントを、合併症なしに右尿管に入れ、対照として市販のステント（Biosoft（登録商標）duo、Porges、Coloplast）を左尿管に入れた。図８では、ブタモデルの尿管に配置された第2世代生分解性ステントを見ることが可能である。実験中、全ての動物は無症のまま、正常な尿流を維持した。3日後、尿管鏡検査を動物に対して行い、尿管およびステントの形態を評価した。生分解性ステントは、非常に安定して原形を保ち（図８ｃ）、尿管で望ましくない副作用が観察された（図８ｄ）。10日目に、他の尿管鏡検査を行い、生分解性尿管ステントの断片は見られず、尿管の形態は、炎症または有害反応の徴候なしに正常のままであった（図８ｅおよび８ｆ）。配合物2から調製されたこれら生分解性尿管ステントは、最初の3日間は原形のままであることが実証され、10日後にそれらは完全に分解され、ステント残留物は尿路で観察されなかった。この実験を3回繰り返し、全ての手順で同じ観察がもたらされた。
【0071】
実験データは、アルギン酸塩とゼラチンとの広範な混合物および異なる濃度の架橋剤を使用して、泌尿器系疾患の治療に使用され得る天然起源のポリマーから生分解性尿管ステントを得ることを示している。この第2世代のステントでは、開発した生分解性尿管ステントの湿潤状態での放射線不透過性を見ることが可能である。In vitro研究は、生分解性ステント中のゼラチンの濃度が高いほど機械的性質が高くなったことを示している。別の場合、高濃度のアルギン酸塩はin vitroで分解を遅らせる。分解産物は細胞毒性がないことが示され、分解自体は均質であることが示された。表示の開発した第2世代生分解性尿管ステントは、臨床診療において日常的に行われる外科的処置に続いて移植され得る。尿管ステントは、最初の3日間は原形を保ち、その後分解し始める。動物体内にステント原料が存在する場合、10日後に完全な分解が達成される。開発したステントは、安全であり、尿管に埋め込まれている間、腎臓から膀胱への尿の流れを保つ機能を果たすことが実証された。
【0072】
本解決策は、明らかに、本明細書に記載の実施形態に限定されるものではなく、この分野における平均的な知識を有する者は、添付の特許請求の範囲に定義されているように、それぞれの状況の要件に応じて、同じ解決策の修正および他の同等物による技術的特性の置換の多くの可能性を予測することができる。
【0073】
上述の実施形態は、互いに組み合わせることができる。以下の特許請求の範囲は、本解決策の好ましい実施形態をさらに定義する。
【0074】
（参考文献）[1] D. Lange, S. Bidnur, N. Hoag, B.H. Chew, Ureteral stent-associated complications[mdash]where we are and where we are going, Nat Rev Urol. 12 (2015) 17- 25. doi:10.1038/nrurol.2014.340.
[2] C.E. Mendez-Probst, L.W. Goneau, K.W. MacDonald, L. Nott, S. Seney, C.N. Elwood, et al., The use of triclosan eluting stents effectively reduces ureteral stent symptoms: a prospective randomized trial, BJU Int. 110 (2012) 749-754. doi:10.1111/j.l464- 410X.2011.10903.x.
[3] A.E. Krambeck, R.S. Walsh, J.D. Denstedt, G.M. Preminger, J. Li, J.C. Evans, et al., A Novel Drug Eluting Ureteral Stent: A Prospective, Randomized, Multicenter Clinical Trial to Evaluate the Safety and Effectiveness of a Ketorolac Loaded Ureteral Stent, J. Urol. 183 (2010) 1037-1043. doi:http://dx.doi.org/10.1016/j.juro.2009.11.035.
[4] E.N. Liatsikos, D. Karnabatidis, G.C. Kagadis, K. Rokkas, C. Constantinides, N. Christeas, et al., Application of paclitaxel-eluting metal mesh stents within the pig ureter: An experimental study, Eur. Urol. 51 (2007) 217-223. doi:DOI 10.1016/j.eururo.2006.05.054.
[5] E.O. Olweny, J. Landman, C. Andreoni, W. Collyer, K. Kerbl, M. Onciu, et al., Evaluation of the use of a biodegradable ureteral stent after retrograde endopyelotomy in a porcine model, J. Urol. 167 (2002) 2198-2202. doi:Unsp 0022-5347/02/1675-2198/0Doi 10.1016/S0022-5347(05)65128-2.
[6] A. Al-Aown, I. Kyriazis, P. Kallidonis, P. Kraniotis, C. Rigopoulos, D. Karnabatidis, et al., Ureteral stents: new ideas, new designs, Ther Adv Urol. 2 (2010) 85-92. doi:10.1177/1756287210370699.
[7] N. Venkatesan, S. Shroff, K. Jayachandran, M. Doble, Polymers as Ureteral Stents, J. Endourol. 24 (2010) 191-198. doi:DOI 10.1089/end.2009.0516.
[8] B.H. Chew, D. Lange, R.F. Paterson, K. Hendlin, M. Monga, K.W. Clinkscales, et al., Next Generation Biodegradable Ureteral Stent in a Yucatan Pig Model, J. Urol. 183 (2010) 765-771. doi:DOI 10.1016/j.juro.2009.09.073.
[9] J.E. Lingeman, D.A. Schulsinger, R.L. Kuo, Phase I trial of a temporary ureteral drainage stent, J. Endourol. 17 (2003) 169-171. doi:Doi 10.1089/089277903321618734.
[10] J. Lumiaho, A. Heino, V. Tunninen, M. Ala-Opas, M. Talja, T. Valimaa, et al., New bioabsorbable polylactide ureteral stent in the treatment of ureteral lesions: An experimental study, J. Endourol. 13 (1999) 107-112. doi:DOI 10.1089/end.1999.13.107.
[11] J. Lumiaho, A. Heino, T. Kauppinen, M. Talja, E. Alhava, T. Valimaa, et al., Drainage and antireflux characteristics of a biodegradable self-reinforced, self-expanding X-ray- positive ploy-L,D-lactide spiral partial Ureteral stent: An experimental study, J. Endourol. 21 (2007) 1559-1564. doi:DOI 10.1089/end.2005.0085.
[12] J. Lumiaho, A. Heino, T. Pietilainen, M. Ala-Opas, M. Talja, T. Valimaa, et al., The morphological, in situ effects of a self-reinforced bioabsorbable polylactide (SR-PLA 96) ureteric stent; An experimental study, J. Urol. 164 (2000) 1360-1363. doi:Doi 10.1016/S0022-5347(05)67199-6.
[13] M. Talja, M. Multanen, T. Valimaa, P. Tormala, Bioabsorbable SR-PLGA horn stent after antegrade endopyelotomy: A case report, J. Endourol. 16 (2002) 299-302. doi:Doi 10.1089/089277902760102785.
[14] J. Lumiaho, A. Heino, S. Aaltomaa, T. Valimaa, M. Talja, A short biodegradable helical spiral ureteric stent provides better antireflux and drainage properties than a double-J stent, Scand. J. U rol. Nephrol. 45 (2011) 129-133. doi:Doi 10.3109/00365599.2010.544673.
[15] T. Zou, L. Wang, W.C. Li, W.Z. Wang, F. Chen, M.W. King, A resorbable bicomponent braided ureteral stent with improved mechanical performance, J. Mech. Behav. Biomed. Mater. 38 (2014) 17-25. doi:DOI 10.1016/j.jmbbm.2014.06.004.
[16] A. A. Barros, A. Rita, C. Duarte, R.A. Pires, B. Sampaio-Marques, P. Ludovico, et al., Bioresorbable ureteral stents from natural origin polymers, J. Biomed. Mater. Res. Part B Appl. Biomater. 103 (2015) 608-617. doi:10.1002/jbm.b.33237.
[17] R.W. Schlick, K. Planz, Potentially useful materials for biodegradable ureteric stents, Br. J. Urol. 80 (1997) 908-910. doi:DOI 10.1046/j.l464-410X.1997.00484.x.
[18] A. Khandwekar, M. Doble, Physicochemical characterisation and biological evaluation of polyvinylpyrrolidone-iodine engineered polyurethane, J. Mater. Sci. Mater. Med. 22 (2011) 1231-1246. doi:10.1007/sl0856-011-4285-8.
[19] ISO/10993, Biological Evaluation of Medical Devices. Part 5. Test for Cytotoxicity In Vitro Methods: 8.2 Test on Extracts., (1992).
[20] E. Lima, C. Rolanda, L. Osorio, J.M. Pego, D. Silva, T. Henriques-Coelho, et al., Endoscopic closure of transmural bladder wall perforations., Eur. Urol. 56 (2009) 151-7. doi:10.1016/j.eururo.2008.06.010.
[21] J.E. Lingeman, G.M. Preminger, Y. Berger, J.D. Denstedt, L. Goldstone, J.W. Segura, et al., Use of a temporary ureteral drainage stent after uncomplicated ureteroscopy: Results from a phase I I clinical trial, J. Urol. 169 (2003) 1682-1688. doi:DOI 10.1097/01.ju.0000055600.18515.al.
[22] A.R.C. Duarte, V.E. Santo, A. Alves, S.S. Silva, J. Moreira-Silva, T.H . Silva, et al., Unleashing the Potential of Supercritical Fluids for Polymer Processing in Tissue Engineering and Regenerative Medicine, J. Supercrit. Fluids. (2013).
[23] H.J. Kong, D. Kaigler, K. Kim, D.J. Mooney, Controlling Rigidity and Degradation of Alginate Hydrogels via Molecular Weight Distribution, Biomacromolecules. 5 (2004) 1720- 1727. doi:10.1021/bm049879r.
[24] A. Blandino, M. Macias, D. Cantero, Formation of calcium alginate gel capsules: Influence of sodium alginate and CaCI2 concentration on gelation kinetics, J. Biosci. Bioeng. 88 (1999) 686-689. doi:http://dx.doi.org/10.1016/S1389-1723(00)87103-0.
[25] A. Jejurikar, G. Lawrie, D. Martin, L. Grondahl, A novel strategy for preparing mechanically robust ionically cross-linked alginate hydrogels, Biomed Mater. 6 (2011). doi:Artn 025010Doi 10.1088/1748-6041/6/2/025010.
[26] B. Mohanty, H.B. Bohidar, Microscopic structure of gelatin coacervates, Int. J. Biol. Macromol. 36 (2005) 39-46. doi:DOI 10.1016/j.ijbiomac.2005.03.012.
[27] A.D. Augst, H.J. Kong, D.J. Mooney, Alginate Hydrogels as Biomaterials, Macromol. Biosci. 6 (2006) 623-633. doi:10.1002/mabi.200600069.
[28] M.Q. Zhang, T. Zou, Y.C. Huang, Y.F. Shang, G.G. Yang, W.Z. Wang, et al., Braided thin-walled biodegradable ureteral stent: Preliminary evaluation in a canine model, Int. J. Urol. 21 (2014) 401-407. doi:10.1111/iju.12297.