(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
式
0005495337.tif 000003
（式中、Ｒは、水素又はポリマー、Ａは、それぞれ独立して、ＮＯＮＯate含有アミンジオール単位及び脂肪族ジオール単位から選択され、ｎは１より大きい整数である。ただし、少なくとも１つのＮＯＮＯate含有アミンジオール単位及び脂肪族ジオール単位がそれぞれ存在する。）
で表される化合物を有する生体適合性弾性ポリマー。
【請求項２】
Ａは、−Ｏ−(ＣＨ2)8−Ｏ−及び−Ｏ−(ＣＨ2)2−Ｎ[(Ｎ+＝Ｎ−Ｏ−)Ｏ−]−(ＣＨ2)2−Ｎ+Ｈ2−(ＣＨ2)2−Ｏ−から選択される請求項１のポリマー。
【請求項３】
脂肪族ジオールは１，８−オクタンジオールである請求項１のポリマー。
【請求項４】
デバイスの少なくとも１つの表面上に、
式
0005495337.tif 000004
（式中、Ｒは、水素又はポリマー、Ａは、それぞれ独立して、ＮＯＮＯate含有アミンジオール単位及び脂肪族ジオール単位から選択され、ｎは１より大きい整数である。ただし、少なくとも１つのＮＯＮＯate含有アミンジオール単位及び脂肪族ジオール単位がそれぞれ存在する。）
で表される化合物を有するＮＯ放出エラストマーを含む被膜を堆積した医用デバイス。
【請求項５】
Ａは、−Ｏ−(ＣＨ2)8−Ｏ−及び−Ｏ−(ＣＨ2)2−Ｎ[(Ｎ+＝Ｎ−Ｏ−)Ｏ−]−(ＣＨ2)2−Ｎ+Ｈ2−(ＣＨ2)2−Ｏ−から選択される請求項４の医用デバイス。
【請求項６】
脂肪族ジオールは１，８−オクタンジオールである請求項４の医用デバイス。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この出願は、出願番号６１／１９２，６５４（２００８年９月１９日出願）の出願の優先権を享受し、全趣旨を参照することによりここに取り込む。
【０００２】
本発明は、一酸化窒素放出性Ｎ2Ｏ2-官能基を備える、特定の自発性、生分解性一酸化窒素発生クエン酸系ポリマーに関する。より詳細には、本発明は、血栓症及び再狭窄の防止に使用するためのジアゼニウムジオール化された脂肪族生分解性エラストマーに関する。
【背景技術】
【０００３】
多くの最新の医療処置では、合成医療デバイスが、治療を受けている個々の患者に残存することを要する。血液と接触する種々のインプラント型の体外医療デバイスを製造するために、多数の重合材料が現在使用されているが、そのような材料の血栓形成の性質は、患者に深刻な合併症をもたらし、最終的に機能不全をもたらす。その結果、特に脈管移植片の場合、全身系の血液凝固の阻止療法が、血栓形成の危険性を低減させるために臨床的に常に要求される。さらに、アテローム性動脈硬化症はすべての先進国において一般的で、主要な死因となり、アメリカ合衆国での障害である。心血管疾患による死は１日につき２４００件、あるいは１年につき８７１，５１７件にものぼり、これに次ぐ５つの脂肪原因を組み合わせても余りある。近年、重篤なアテローム硬化性心筋梗塞又は末梢性動脈疾患では、気球血管形成及びステント（バイパス移植又は動脈内膜切除）によって治療されている。
【０００４】
しかし、動脈壁に沿ってルーメンを侵食し、最終的に、平滑筋細胞の精力的な成長をもたらす多くの事象のカスケードに起因する新生内膜過形成の発現のため、これらの処置の耐久性には制約があり、再狭窄又は管閉塞を引き起こす。この問題の広範囲にわたる特性の証拠は、７９００万人のアメリカ人が、現在心血管疾患にかかっていることであり、この数は、老年人口の成長によりかなり増加すると見積もられる。また、アメリカ合衆国において、繰り返しのインターベンションの費用がそのかなりの部分を占めるが、１年につき４３２０億ドルが、心血管疾患に関して費やされると見積もられる(Rosamond W. et al., Circulation, 2007, 115: ｐ69-ｐ71)。
【０００５】
血栓症及び新生内膜過形成を防止する１つの有望な治療的戦略は、一酸化窒素（ＮＯ）、血管壁を保護するのに役立つ内皮細胞において通常生産された分子の使用に集中している。ＮＯは、３つの異なるＮＯ合成酵素（ＮＯＳ）の１つによって、Ｌ−アルギニンから作り出される非常に短い半減期を有する、小さな、拡散性の分子である。ＮＯは、強力な血管拡張薬、脈管細胞増殖及び移動の抑制剤、血小板凝集の抑制剤、白血球走化性の抑制剤及び内皮細胞成長の刺激剤としての重要な役割を果たす(Ahanchi S. et al., Journal of Vascular Surgery, 2007, 45: A64-73)。その結果、ＮＯを放出するために自発的に分解する化合物が、脈管構造での使用のために広く研究されている。
【０００６】
金属錯体、ニトロソチオール、ニトロソアミン及びジアゼニウムジオレートは、有効なＮＯドナーとして開発された分子構造の全サンプルである(Wang P. et al., Chem Rev, 2002, 102: 1091- 1134)。ジアゼニウムジオレートＮＯドナーは、それらがＮＯドナー１モルにつき２モルのＮＯを与えるための生理的条件（すなわち、３７℃、ｐＨ７．４）下で、自発的に分離するため、医療用途のために特に魅力的である(Hrabie J. et al., Chem Rev, 2002, 102: 1 135-1154)。長期間局所的にＮＯを放出又は発生させることができる合成重合材料を使用することにより、最終的に、血液と接触している多くの種類の生医学的移植片の表面で血栓症の危険性を相当に低減させ、新生内膜過形成の発達を防止する方法を提供するかもしれない。
【０００７】
今日まで、ポリウレタン(Jun H. et al., Biomacromolecules, 2005, 6: 838-844)、ポリ（エチレンイミン）(Davies K. et al., J Med Chem, 1996, 39: 1148- 1 156)、ポリメタクリレート(Parzuchowski P. et al., JAm Chem Soc, 2002, 124: 12182- 12191)、ポリ塩化ビニル (Saavedra J. et al., J Org Chem, 1999, 64: 5124-5131)、ジアミノ架橋ポリメトキシシラン (Smith D. et al., Biomaterials, 2002, 23: 1485-1494)、デンドリマー (Stasko N. et al., JAm Chem Soc, 2006, 128: 8265-8271)等のジアゼニウムジオール化されたポリマーが、ＮＯドナー剤の最も研究されたクラスであった。しかし、ＮＯを発生させるためのジアゼニウムジオール化された脂肪族生分解性エラストマーは、製造されていない。
【発明の概要】
【０００８】
上記を鑑み、本発明の目的は、血栓症及び再狭窄の予防のための一酸化窒素を放出するＮ2Ｏ2-（ＮＯＮＯａｔｅ）官能基を含む生分解性一酸化窒素発生ポリマーを提供することである。本発明の１以上の面が特定の目的に合致し、１以上の他の面が他の目的に合致し得ることは、当業者によってよく理解されている。本発明のすべての面に、すべてのその事項において、各目的が等しくあてはまらないかもしれない。そのように、以下の目的は、本発明の如何なる唯一の面に関しても、択一的に見なすことができる。
【０００９】
したがって、本発明の目的は、クエン酸、脂肪族ジオール及びアミノ含有モノマーの重縮合を含むアミノ含有クエン酸系エラストマーを製造する方法を提供することである。
【００１０】
本発明の他の目的は、第２のアミン含有単位の所定量の存在を含む生分解性アミノ含有クエン酸系エラストマーの機械的特性及びＮＯ放出をコントロールする方法を提供することである。
【００１１】
本発明のさらに他の目的は、ＮＯでグラフト、架橋及び処理するためにここで記載したＮＯ放出エラストマーのコーティングを含む被覆ｅＰＴＦＥグラフトの製造方法を提供することである。
【００１２】
本発明のさらに他の目的は、ＮＯ放出エラストマーを含む医用デバイスを提供することである。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】ＮＯＮＯａｔｅ ＰＰＯＣ及びＮＯＮＯａｔｅ ＰＤＣを製造するために用いられた方法を示す概略図である。
【図２】ＮＯＮＯａｔｅ ＰＰＯＣ及びＮＯＮＯａｔｅ ＰＤＣを製造するために用いられた方法を示す概略図である。
【図３】種々のアミノジオール組成物のＰＤＣ及び種々のプロリン含量のＰＰＯＣの機械特性を示す。
【図４】ＰＤＣ及びＰＰＯＣの張力の重圧カーブを表す。
【図５】ＰＤＣの分解性を示す。
【図６】（ａ）ＰＰＯＣ２０及び（ｂ）ＰＤＣ１０で２４時間、（ｃ）ＰＰＯＣ２０及び（ｄ）ＰＤＣ１０で１週間培養したＨＡＥＣの顕微鏡写真（×２００）である。
【図７】（ａ）ｅＰＴＦＥグラフト対照の内表面、（ｂ）被覆ｅＰＴＦＥグラフトのない表面、（ｃ）ｅＰＴＦＥグラフト対照の横断面及び（ｄ）被覆ｅＰＴＦＥグラフトの横断面のＳＥＭイメージである。
【図８】フィルム及びＰＤＣ１０被覆ｅＰＴＦＥからのＮＯ放出である。
【発明を実施するための形態】
【００１４】
いくつかの非限定的な実施形態で示すように、本発明は、一酸化窒素放出Ｎ2Ｏ2-官能基を含む生分解性一酸化窒素発生ポリマーに関する。一酸化窒素（ＮＯ）は、血小板粘着力のよく知られた阻害剤であり、健康な内皮の抗血栓性に顕著に関与する。一酸化窒素は、新生内膜過形成、つまり、一般に、例えば、気球血管形成及びステント、バイパス移植並びに動脈内膜切除等の血管インターベンション後に再狭窄をもたらすプロセスの強力な阻害剤である。従って、本発明のポリマーは、それらの表面で局所的にＮＯを放出するか発生し、非常に増強された抗血栓性を示し、血管壁にダメージを与える装置に起因する新生内膜過形成を低減させることができる。本発明のそのようなＮＯ放出生分解性ポリマーは、ホスティング組織への刺激なしに、機械的にダイナミックな環境内で安定性及び構造的完全性を付与することができ、軟部組織のそれらに類似した機械特性を示すことができる。
【００１５】
具体的には、本発明は、式Ｉを有する生分解性弾性ポリマーに関する。
0005495337.tif 000002
（式中、Ｒは、水素又はポリマー、Ａは、それぞれ独立して、ＮＯＮＯate含有アミンジオール単位及び脂肪族ジオール単位から選択され、ｎは１より大きい整数である。ただし、少なくとも１つのＮＯＮＯate含有アミンジオール単位及び脂肪族ジオール単位がそれぞれ存在する。）
特定の実施形態では、Ａは、それぞれ独立して、−Ｏ−(ＣＨ2)8−Ｏ−及び−Ｏ−(ＣＨ2)2−Ｎ[(Ｎ+＝Ｎ−Ｏ−)Ｏ−]−(ＣＨ2)2−Ｎ+Ｈ2−(ＣＨ2)2−Ｏ−から選択される。
また、本発明は、特定のクエン酸−脂肪族ジオールプレポリマーのアミン架橋性エラストマーに関する。特定の実施形態では、クエン酸−脂肪族ジオールプレポリマーのアミン架橋剤は、プロリンであり、好ましくは、trans−４−ヒドロキシ−Ｌ−プロリンである。
【００１６】
特定の実施形態に関するように、本発明のポリマーは、調整できる機械特性並びにインビボ及びインビトロの生体適合性を備えたクエン酸系生分解性弾性ポリマーとすることができる。そのようなポリマーは、種々のアミン単位、１つの水酸基とジオールとの双方で同様に、種々の脂肪族ジオールで、例えば、米国特許出願第10/945,354（２００４年９月２０日出願）（全趣旨を参照することによりここに取り込む）に開示されたように、製造することができる。にもかかわらず、ＮＯ発生は、ポリマーネットワークにＮＨ官能基を取り込むことによって達成することができる。ＮＯ放出エラストマーは形成、キャスト又は成形し、モノリシックデバイス（例えば、植込み型装置（例えば、薬剤デポット）又は留置デバイス（例えば、カテーテル又は体外管セット腎臓透析）を形成することができる。弾性ポリマーは、他の基体（例えば、ポリマー基板（例えば、発泡ポリテトラフルオロエチレン）又は金属移植片の表面）のコーティングとして適用することもできる。本発明のエラストマーは、血管を包むためのバイオフィルムとして作用させることもできる。
【００１７】
特定の非限定的な実施形態では、本発明は、自発性の生分解可能な、ＮＯ放出クエン酸系エラストマーの製造に関する。エラストマーは、クエン酸及び脂肪族ジオールのプレポリマーを合成し、ポストリンキングの間に架橋性アミン単位の添加及びＮＯガスの反応によって得ることができる（図１）。エラストマーは、クエン酸、脂肪族ジオール及びアミノジオールの重縮合、架橋及びＮＯ処理によって製造することもできる（図２）。
【００１８】
図３は、エラストマーの密度及び機械的特性を示し、一方、図４は、異なる組成でのエラストマーの典型的な引張−歪カーブを表す。図３に示すように、エラストマーの機械的特性は、プロリン又はアミンジオール含量を調節することによって、良好にコントロールすることができる。 特に、すべての第２のアミン含有エラストマーは、クエン酸／ｌ，８−オクタンジオール系エラストマー（ＰＯＣ）より強いが、伸長はわずかに減少する。ＰＤＣの引張強さは１０．７１Ｐａの高さ、ヤング率は、合成条件によって、５．９１から３２．６４ＭＰａの範囲であり、一方、引張強さ及びヤング率は、ＰＯＣのそれらに対して約４から６０倍より大きいところまで増加する。
【００１９】
弾性ＰＤＣの分解特性を図５に示す。種々のアミンジオール含量でのエラストマーは、同程度の分解率を示す。エラストマーの質量損失は、３７℃でのＰＢＳ中にて、最初の２週間で４から６％であり、４週間後に７から１２％であり、６週間後に１８から２２％となる。
【００２０】
エラストマーのＨＡＥＣ細胞接着及び増殖を、１日後及び１週間後に観察する。図６（ａ）及び（ｂ）における顕微鏡写真は、両方の種類の細胞が、弾性ＰＰＯＣ２０及びＰＤＣ１０に接着し、通常の表現型を表すことを示す。１週間後、細胞は融合する（図６（ｃ）及び（ｄ））。
【００２１】
図７は、ＰＤＣ１０でコートした前後のｅＰＴＦＥのマイクロアーキテクチャを表し、被覆ｅＰＴＦＥのフィブリル及びノードのネットワークのマイクロアーキテクチャが堆積したＰＯＣ層内で保存されることを示す。
【００２２】
図８は、ＮＯＮＯａｔｅエラストマー及び被覆ｅＰＴＦＥのＮＯ放出特性を示す。ＰＰＯＣ１０は、７日間ＮＯを放出し続ける。ＰＰＯＣ２０及びＰＰＯＣ３０では、ほぼ９０％のＮＯが最初の２日間で放出される。 ＰＤＣ５及びＰＤＣ１５は、類似の放出傾向を示す。
【００２３】
ｅＰＴＦＥグラフトは、多孔性で、ガス又は有機溶剤が浸透可能である。また、ｅＰＴＦＥの孔サイズは、製造の間、ストレッチ量を変えることによって調節することができる。液体プレポリマー溶液は、ｅＰＴＦＥに浸透することができ、ポスト架橋後、ポリマー改変ｅＰＴＦＥを得ることができる。図８で認められるように、被覆グラフトにおけるＮＯＮＯａｔｅ ＰＤＣ１０被覆コートのｅＰＴＦＥからのＮＯ放出は、約２０重量％である。 大部分のＮＯは、最初の３日間にグラフトから放出する。
【実施例】
【００２４】
材料：１，８−オクタンジオール（９８％）、Ｎ，Ｎ’−ビス（２−ヒドロキシエチル）−エチレンジアミン、trans−４−ヒドロキシ−Ｌ−プロリン及びクエン酸（９９．５％）をシグマアルドリッチ（セントルイス、ＭＯ、ＵＳＡ）から購入して使用した。ｅＰＴＦＥグラフトを、W. L. Gore & Associates, Inc. (3300 E. Sparrow Ave, Flagstaff, Arizona, 86004, USA)から購入する。
【００２５】
以下の非限定的な実施例及びデータは、ここで記載するように、クエン酸系生分解性弾性ポリエステルの製造及び使用を含む、本発明の組成物及び／又は方法に関する種々の面及び特徴を示す。関連した実施例、手順及び方法は、出願中の米国特許出願第10/945,354（２００４年９月２０日出願）及び第11/704,039（２００７年２月８日出願）に記載され、双方とも全趣旨を参照することによりここに取り込む。
【００２６】
実施例１
プロリン含有ポリ（１，８−オクタンジオールクエン酸エステル）（ＰＰＯＣ）の製造
クエン酸：１，８−オクタンジオール：トランス−４−ヒドロキシ−Ｌ−プロリン、それぞれ１００：１００：１０（ＰＰＯＣ１０）、１００：１００：２０（ＰＰＯＣ２０）、１００：１００：３０（ＰＰＯＣ３０）のモル比のモノマーを、ヒドロキシプロリン架橋弾性フィルムを製造するために使用する。実施例として、０．１モルの１，８−オクタンジオール及び０．１モルのクエン酸を、１００ｍｌの丸底フラスコに添加し、窒素ガスの一定流に晒す。混合物を、１６０から１６５℃で強く攪拌しながら溶解させる。溶解後、混合物を１３０℃で３０分間重合させ、プレポリマーを得、次いで、０．０２モルのｔｒａｎｓ−４−ヒドロキシ−Ｌ−プロリンを添加する。その系を、さらに３０分間重合させ、プロリン含有プレポリマーを得る。種々のプロリン含量のプレポリマーを、さらに８０℃で４日間架橋させ、架橋エラストマーを得る。
【００２７】
実施例２
アミノジオール官能化ポリ（ジオールクエン酸エステル）（ＰＤＣ）の製造
クエン酸：１，８−オクタンジオール：Ｎ，Ｎ−ビス（２−ヒドロキシエチル）−エチレンジアミン、それぞれ１００：９５：５（ＰＤＣ５)、１００： ９０：１０(ＰＤＣ１０)、 １００： ８５：１５ (ＰＤＣ１５) のモル比のモノマーを、架橋弾性フィルムを製造するために使用する。実施例として、０．０９モルの１，８−オクタンジオール及び０．１モルのクエン酸を、１００ｍｌの丸底フラスコに添加し、窒素ガスの一定流に晒す。混合物を、１６０から１６５℃で強く攪拌しながら溶解させる。溶解後、０．０１モルのＮ，Ｎ−ビス（２−ヒドロキシエチル）−エチレンジアミンを混合物に添加し、その複合物を１３０℃で４０分間、窒素雰囲気中で重合させ、ＰＤＣ１０のプレポリマーを得る。次いで、そのプレポリマーをガラスプレートにキャストし、さらに８０℃で４日間ポスト重合し、架橋エラストマーＰＤＣ１０を製造する。
【００２８】
実施例３
エラストマーの特徴づけ
エラストマーの密度を、アルキメデス原理に基づく密度測定キット（Greifensee、スイス）で、メットレール・トレド・バランスによって測定する。無水エタノールを、補助液体として使う。引張機械試験を、ＳＯＯＮ負荷細胞(Instron Canton, MA)を備えたインスロン５５４４機械テスターで、ＡＳＴＭ Ｄ４１２ａに従って行う。サンプル（２６−４−１．０ｍｍ、長さ−幅−厚さ）を、５００ｍｍ／ｍｍの速度で引張る。値を応力歪に変換し、ヤング率を初期傾斜から算出する。４から６つのサンプルを測定し、平均する。
【００２９】
実施例４
インビトロでの分解
ディスク形標本（直径６ｍｍ、約１ｍｍ厚）を、１０ｍｌのリン酸塩バッファ食塩水（ｐＨ ７．４）含有試験管に載置し、３７℃でインキュベートする。インキュベーション後、サンプルを水洗し、１週間凍結乾燥する。式（１）で示すように、質量損失を、初期質量（Ｗ０）を、所定の時点（ｗｔ）で測定した質量と比較することによって算出する。分解試験のために５つの実験を行う。結果を平均として表す。
質量損失（％）＝［（Ｗ０−Ｗｔ）／Ｗ０]×１００      （１）
【００３０】
実施例５
インビトロでの細胞培養
ヒト大動脈内皮細胞（ＨＡＥＣ）(Clonetics, Waikersville, MD)を、ＥＢＭ−２培養メディウム(Clonetics, Waikersville, MD)で培養する。細胞培養物を、３７℃にて、５％の二酸化炭素で平衡させたウォータージャケットインキュベータで維持する。ＰＤＣフィルムを小片（１から２ｃｍ2）に切り分け、細胞培養皿（直径６ｃｍ）に載置する。全てのポリマーサンプルを３０分間７０％エタノールでインキュベートし、さらに３０分間紫外線照射によって滅菌する。１．０×１０6セル／ｍｌのＨＡＥＣの密度でのＨＡＥＣを、それぞれ、組織培養皿中で弾性フィルムに添加する。細胞シーディングの約３０分後、５ｍｌの培養メディウムを、培養皿に加える。付着細胞の形態を、Photometries CooISNAP HQ (Silver Spring, MD)を備えた倒立光学顕微鏡(Nikon Eclipse, TE2000-U)にて、シーディングの１日及び７日後に観察し、記録する（図６）。
【００３１】
実施例６
ＰＤＣ被覆ｅＰＴＦＥの製造
標準壁非ストレッチｅＰＴＦＥグラフト(Gore-Tex, W. L. Gore &Associates, Flagstaff, AZ、内径６ｍｍ)のルーメンを、１０％のＰＤＣ１０エタノール溶液で被覆する。６ｃｍ長でｅＰＴＦＥの一端を封止し、１５ｍｌの１０％ＰＤＣ１０エタノール溶液を、他端を通してｅＰＴＦＥに注入し、ポリマー溶液をグラフトの内層を通して浸透させる。ＰＤＣ溶液を除去した後、エタノールを蒸発させるために、グラフトを２４時間室温で放置する。その後３日間、８０℃でのポスト重合で、ＰＤＣコートｅＰＴＦＥを与える。
【００３２】
実施例７
ＮＯＮＯａｔｅ ＰＤＣ又は被覆ｅＰＴＦＥの製造及びそのＮＯ放出
ＰＤＣフィルム及びＰＤＣ被覆ｅＰＴＦＥグラフトを、４８時間室温にて、アセトニトリル中ＮＯガスで処理した。処理されたフィルムを４８時間室温にて真空で乾燥した。 フィルムと被覆ｅＰＴＦＥを、１から７日間、３７℃にて、ＰＢＳでインキュベートした。フィルムからのＮＯの放出を、グリース分析を使って測定し、亜硝酸塩（ＮＯの主要な分解生成物）を定量する。
【００３３】
結果
本発明は、クエン酸系ＮＯ放出生分解性エラストマー、例えば、プロリン架橋ポリ（１，８−オクタンジオールクエン酸エステル）（ＰＰＯＣ）及びポリ（クエン酸ジオール）（ＰＤＣ）含有アミンジオールを提供する。エラストマーの機械的特性は、第２のアミン含量に依存させることができ、エラストマーは、インビトロ細胞培養物をベースとして形成したことを示す。ＮＯは、ポリマー膜及び被覆ｅＰＴＦＥから良好に発生する。 エラストマーは、市販の合成血管移植片のそれらと類似した機械的特性を有し、コーティング、血管グラフト及び管での使用を含むが、これに限らず、心血管の多種多様な広いアプリケーションに役立てることができる。
【図１】
0005495337.tif 000005
【図２】
0005495337.tif 000006
【図３】
0005495337.tif 000007
【図４】
0005495337.tif 000008
【図５】
0005495337.tif 000009
【図６】
0005495337.tif 000010
【図７】
0005495337.tif 000011
【図８】
0005495337.tif 000012