(57)【要約】  移植可能な医療機器及びコーティングとして適している一酸化窒素(NO)放出ポリマーを提供する。具体的には、[１,４]オキサゼパン-７-オン及びその誘導体由来NO放出生分解性ポリマーを含む移植可能な医療機器及び/又はコーティングである。本発明の医療機器及びコーティングはin situにおける付加的生理活性物質の放出制御薬物送達にも使用することが出来、及び再狭窄、動脈瘤、不安定プラークのような症状の治療又は予防に有益である。
2009505727.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
少なくとも１種のモノマー単位が式Ｉで表される化合物から誘導された、一酸化窒素（ＮＯ）を放出し、生体適合性で、生分解性であるポリマーを含む医療機器。
2009505727.tif 000025
【請求項２】
前記医療機器が血管ステント、ステントグラフト、尿道ステント、胆汁管ステント、カテーテル、縫合糸、眼科用装置、心臓弁、シャント、ペースメーカー、骨接合用ネジ及びアンカー、保護板、および人工関節からなる群から選択される請求項１記載の医療機器。
【請求項３】
前記生体適合性で、生分解性であるポリマーがさらにゾタロリムス、エストロゲン、シャペロン阻害剤、プロテアーゼ阻害剤、蛋白質チロシンキナーゼ阻害剤、レプトマイシンB、ペルオキシソーム増殖因子活性化受容体ガンマ配位子（PPARγ）、ハイポセマイシン、ビスホスホネート、上皮増殖因子阻害剤、抗体、プロテアソーム阻害剤、抗生物質、抗炎症剤、アンチセンスヌクレオチド及び形質転換核酸を含む群から選択される少なくとも１種の付加的な生理活性物質を含む請求項１記載の医療機器。
【請求項４】
前記生分解性ポリマーが式VIIIの化合物を含む請求項１記載の医療機器。
2009505727.tif 000026
（式中a:b:c:dの比はa=４０-４５、b=１０-１２、c=０.１-０.５及びd=４０-４５である。）
【請求項５】
前記a:b:c:dの比が４４:１１.８:０.２:４４である請求項４記載の医療機器。
【請求項６】
前記生分解性ポリマーが式ＩＸの化合物を含む請求項１記載の医療機器。
2009505727.tif 000027
（式中a:b:cの比はa=９０-９９、b=０.１-１及びc=０.５-２.０である。）
【請求項７】
前記a:b:cの比が９９:０.１３:０.８７である請求項６記載の医療機器。
【請求項８】
前記生分解性ポリマーが式Ｘの化合物を含む請求項１記載の医療機器。
2009505727.tif 000028
（式中a:b:cの比はa=１-５、b=９０-９９及びc=０.１-１.０である。）
【請求項９】
前記a:b:cの比が３:９６:１である請求項８記載の医療機器。
【請求項１０】
前記医療機器が血管ステント、ステントグラフト、尿道ステント、胆汁管ステント、カテーテル、縫合糸、眼科用装置、心臓弁、シャント、ペースメーカー、骨接合用ネジ及びアンカー、保護板、および人工関節からなる群から選択される請求項４から９のいずれか１項記載の医療機器。
【請求項１１】
前記ＮＯ放出生分解性ポリマーがさらにゾタロリムス、エストロゲン、シャペロン阻害剤、プロテアーゼ阻害剤、蛋白質チロシンキナーゼ阻害剤、レプトマイシンB、ペルオキシソーム増殖因子活性化受容体ガンマ配位子（PPARγ）、ハイポセマイシン、ビスホスホネート、上皮増殖因子阻害剤、抗体、プロテアソーム阻害剤、抗生物質、抗炎症剤、アンチセンスヌクレオチド及び形質転換核酸からなる群から選択される生理活性物質を含む請求項４から９のいずれか１項記載の医療機器。
【請求項１２】
少なくとも１つのモノマー単位が式Ｉの化合物から誘導される、ＮＯを放出し、生体適合性で、生分解性であるポリマーを含み、前記生分解性ポリマーがさらに生理活性物質を含む血管ステント。
2009505727.tif 000029
【請求項１３】
前記生理活性物質がゾタロリムスである請求項１２記載の血管ステント。
【請求項１４】
少なくとも１つのモノマー単位が式Ｉの化合物から誘導される、生体適合性で、生分解性であるポリマーを含み、前記生分解性ポリマーがさらにゾタロリムスを含むＮＯ放出コーティングを有する移植可能な医用機器。
2009505727.tif 000030
【請求項１５】
前記医療機器がステンレス鋼、ニチノール、アルミニウム、クロム、チタン、金、コバルト、コバルト合金、チタン合金、セラミック及び合成ポリマーからなる群から選択される生体適合性材料から製造された血管ステントである請求項１４記載の移植可能な医療機器。
【請求項１６】
少なくとも１つのモノマー単位が式Ｉの化合物から誘導される、ＮＯを放出し、生体適合性で、生分解性であるポリマーを含み、前記生分解性ポリマーがさらにゾタロリムスを含む、生分解性で移植可能な医療機器。
2009505727.tif 000031
【請求項１７】
少なくとも１つのモノマーユニットが式Ｉの化合物から誘導される、生体適合性で、生分解性であるポリマーを含み、前記生分解性ポリマーがさらにゾタロリムスを含む、ＮＯ放出コーティングを有する血管ステント。
2009505727.tif 000032
【請求項１８】
少なくとも１つのモノマーユニットが式Ｉの化合物から誘導される、生分解性ポリマーを含み、前記生分解性ポリマーがさらにゾタロリムスを含む、ＮＯ放出コーティングを有する生分解性血管ステント。
2009505727.tif 000033
【請求項１９】
式Ｉの化合物を含むポリマー化合物の製造に使用するに適したモノマー。
2009505727.tif 000034
【請求項２０】
式ＩＩの化合物を含む生分解性ポリマー。
2009505727.tif 000035
（式中a:b:c:dは繰り返し単位であり、a=０-２０,０００、b=１-２０,０００、c=１-２０００及びd＝０-２０,０００である。）
【請求項２１】
繰り返しユニットがそれぞれa:b:c:d=４４:１１.８:０.２:４４の比率で存在する請求項２０記載の生分解性ポリマー。
【請求項２２】
式ＩＩＩの化合物を含む生分解性ポリマー。
2009505727.tif 000036
（式中 a:b:cは繰り返し単位であり、a=０-２０,０００、b=１-２０００及び c=１-２０,０００である。）
【請求項２３】
繰り返し単位がa:b:cがそれぞれ９９:０.１３:０.８７の比率で存在する請求項２２記載の生分解性ポリマー。
【請求項２４】
式ＩＶの化合物を含む生分解性ポリマー。
2009505727.tif 000037
（式中a:b:cは各ポリマーの繰り返し単位であり、a=０-２０,０００、b=１-２０,０００及びc=１-２０,０００である。）
【請求項２５】
前記繰り返し単位がそれぞれa:b:c=３:９６:１の比で存在する請求項２４記載の生分解性ポリマー。
【請求項２６】
式Ｉのモノマー及びδ-カプロラクトン、ジオキサノン、炭酸トリメチル、アミノ酸、ペプチド、及びそれらの組み合わせからなる群から選択される少なくとも１つの他のポリマー繰り返し単位を含むポリマー。
【発明の詳細な説明】
【発明の詳細な説明】
【０００１】
（発明の技術分野）
本発明はコーティングを有する医療機器に関し、前記コーティングが修飾[１,４]オキサゼパン-７-オンを基礎とする生分解性、生体適合性ポリマーを含む。さらに具体的には、本発明はコーティングを有する医療機器に関し、前記コーティングが一酸化窒素を放出し、生体適合性で、有機溶媒可溶性であるポリマーを含む。
【０００２】
（発明の背景技術）
一酸化窒素（NO）は細胞の生理機能において多様で複雑な役割を担う、単一の２原子分子である。２５年ほど前までは、NOは本来化石燃料を空気と混合して燃焼する間に形成されるスモッグの成分と認識されていた。しかしながら、Ferid Murad らの先駆的な仕事によりNOは強力なシグナル化合物であり、血管内皮細胞、神経細胞、及びマクロファージを含む、ほぼ全組織に見られる細胞毒性/細胞分裂停止剤であることが見出された。哺乳類の細胞はL-アルギニンを酸化してN-ω-ヒドロキシ-L-アルギニンを得、続いて産生物をL-シトルリン及び無電荷のNOフリーラジカルに変換するという２段階の酵素プロセスを用いてNOを合成する。３つの異なる一酸化窒素合成酵素がNOの産生を制御する。神経型一酸化窒素合成酵素(NOSl又はnNOS)は神経組織中に形成し、神経伝達に重要な役割を果たす。内皮型一酸化窒素合成酵素(NOS３又はeNOS)は内皮細胞により分泌され、血管拡張を誘導する。誘導型一酸化窒素合成酵素(NOS２又はiNOS)は主にマクロファージ、肝実質細胞、軟骨細胞に見出され、免疫性の細胞傷害性と関連する。
【０００３】
ｎNOS及びeNOSは構成型酵素であり、少量のNOを急速に、短期間で放出する。これらの微少量のNOはグアニルシクラーゼを活性化し、環状グアノシン一リン酸(cGMP)の濃度を上昇させ、次々と細胞内のCa+2濃度を上昇させる。細胞内Ca+2の濃度の上昇の結果、平滑筋の弛緩がおこり、それがNOの血管拡張効果の理由となる。誘導型NOSは持続的な大量のNO放出の要因であり、及び細胞外因子により活性化されエンドトキシン類及びサイトカイン類を誘導する。これらのより高いNO濃度は細胞性免疫において重要な役割を果たす。
【０００４】
医学研究により、血管外科及びインターベンショナル・カーディオロジー（interventional cardiology）等の分野においてNOの治療への応用方法が急速に見出されている。経皮的冠動脈形成術（PTCA）（バルーン血管形成術としても知られている）及び粥腫切除及び/又はステント配置のような遮断された動脈を開通する為の処置の結果、バルーンの拡張又はステントの配置部位において血管壁が傷害を受ける。この障害に反応して、再狭窄として知られる複雑な多因子性の工程により、以前は広がっていた血管内腔が狭まり、再閉塞する。再狭窄は血小板が障害部位へ遊走し、分裂促進分子を障害を受けた内皮中に放出することにより始まる。血小板は凝集を始め、障害部位に接着し、血栓形成又は血餅の形成を惹起する。その結果、以前は開いていた内皮が血小板及びフィブリンが血管壁に集まることにより狭くなる。より頻繁に起こる再狭窄のメカニズムにおいて、血管壁に接着する活性化された血小板より分泌された分裂促進因子が、治癒過程において血管平滑筋細胞の過剰増殖を誘導し、障害を受けた血管内皮を拘束し又は閉塞させる。その結果として起こる新生内膜肥厚がステント再狭窄の主な原因である。
【０００５】
最近、NOが血小板の凝集及び接着を有意に減少させることが示され、このこととNOの直接的な細胞毒性/細胞分裂停止特性とが協同して、有意に血管平滑筋細胞の増殖を減少させ、再狭窄を防ぐ助けとなりうる。血小板の凝集は最初の血管障害後数分以内に始まり、一度再狭窄へのカスケードが始まると、回復不能な障害が起こりうる。さらに、血栓形成及び再狭窄の危険性は、血管内腔の内皮ライニング（lining）が治癒するまで続く。従って、NO又は任意の抗再狭窄剤が、障害部位に速やかに到達することが重要である。
【０００６】
治療域濃度のNOを障害部位に供給するひとつのアプローチは全身のNO濃度を予防的に増加させることである。これは内因性NO生産を刺激し、又は外因性のNO源を用いることにより実現できる。内因性NOの放出の制御方法は主に、L-アルギニンのような過剰量のNO前駆体を用いて又は遺伝子治療により一酸化窒素合成酵素（NOS）の発現を増加させることで合成経路を活性化することに焦点が置かれて来た。米国特許番号(USPN)第５,９４５,４５２、５,８９１,４５９及び５,４２８,０７０にはL-アルギニン及び/又はL-リジンの経口投与により持続的なNO濃度の上昇が認められることが記載されている。しかしながら、これらの方法は再狭窄の予防に効果的であるとは証明されていない。遺伝子治療技術により内因性NOの発現制御はまだ実験段階であり、安全及び有用性は証明されていない。米国特許第５,２６８,４６５、５,４６８,６３０及び５,６５８,５６５には多様な遺伝子治療によるアプローチが記載されている。
【０００７】
NOガスのような外因性NO源は毒性が高く、体液中において短命で体液に比較的溶けにくい。従って、全身性の外因性NO供給は一般的にニトログリセリンの錠剤、静脈内投与用懸濁液、スプレー剤及び経皮吸収型パッチ剤のような剤形の有機硝酸塩プロドラッグを用いて行う。人の体内でニトログリセリンは速やかにNOに変換されるが、プロドラッグを活性化するのに必要な酵素濃度及び補助因子はすぐに枯渇し、結果として薬剤耐性が起きる。さらに全身性NO投与は高血圧及びフリーラジカルによる細胞障害など、重篤な副作用をもたらす。従って、有機硝酸塩プロドラッグを用いて全身性の抗再狭窄効果を有する治療域の血中濃度を維持するのは現段階では不可能である。
【０００８】
従って、全身性の予防的投与に伴う不利益を改善するための、局所的又は部位特異的なNO送達が少なからず注目されてきた。移植可能な医療機器及び/又はNO放出化合物でコーティングした医療機器又はNOS遺伝子を標的細胞に運ぶ為のベクターを含む局所的な遺伝子治療技術が評価されてきた。全身性の技術と同様、局所NO送達の為の遺伝子治療技術の安全性と有効性は証明されていない。部位特異的NOS遺伝子送達が現実のものとなる以前に乗り越えなければならない重要な技術的障壁及び安全性の懸念が今なお存在する。
【０００９】
しかしながら、局所的な外因性NO適用の分野において目覚しい進歩が遂げられた。再狭窄の予防に効果を示すためには、NOのような阻害治療薬を治療域の濃度で持続的に投与しなければならない。その結果、再狭窄の治療に使用するいかなるNO-放出医療機器も、移植に適していなければならない。理想的な候補となる装置は血管ステントである。従って、治療有効量のNOを正確な位置に安全に供給するステントは再狭窄治療及び予防において非常に優位であろう。
【００１０】
in vivoの適用に適している一酸化窒素-放出化合物は多くの研究者によって開発されてきた。１９６０年代の初期、一酸化窒素ガスがアミンと反応し、以下の一般式１で表されるNO-放出アニオンを形成することが示された。一般式１：R--R'N--N(O)NO（式中R及びR'はエチルである）。これらの化合物の塩は自発的に分解し、NOを溶液中に放出することができる。(R. S. Drago et al., J. Am. Chem. Soc. １９６０, ８２:９６-９８)
【００１１】
Keeferらはついに、米国特許番号第４,９５４,５２６、５,０３９,７０５、５,１５５,１３７、５,２１２,２０４、５,２５０,５５０、５,３６６,９９７、５,４０５,９１９、５,５２５,３５７及び５,６５０,４４７及びJ. A. Hrabie et al., J. Org. Chem. １９９３, ５８:１４７２-１４７６（文献中のすべての記載を本明細書の参考文献として組み込む）に記載されているような、体温で十分な安定性を有するため治療薬として有用である一酸化窒素放出化合物を開発した。
【００１２】
簡単に言えば、Hrabieらは一般式２：RN[N(O)NO-(CH2)xNH2+R'で表されるNO-放出分子内塩類（双性イオン）について記載している。
【００１３】
従って、記載された[N(O)NO]--(以降NONOと略す)を含む化合物は、予測可能で、容易に定量でき、及び制御可能な一次反応を介してNOを放出する（図２参照）。これは米国特許番号第５,３８０,７５８、５,５７４,０６８及び５,５８３,１０１に記載されているS-ニトロソチオール系化合物のような他のNO放出化合物と著しく異なる。安定なNO放出化合物は、アミン含有ポリマーに結合している。米国特許第５,４０５,９１９("いわゆる'９１９特許")にはポリスチレン、ポリプロピレン、ポリエチレン、ポリテトラフルオロエチレン及びポリビニリデンのようなポリオレフィン及びポリエチレンイミン、ポリエステル類、ポリエーテル類、ポリウレタン類のようなNO放出基と結合する生物学的に許容可能なポリマーが記載されている。これらのポリマーで構成された血管ステントなどの医療機器はNOの部位特異的な送達のための潜在的手段を表す。
【００１４】
発明者らは驚くべきことにNOを放出し、それにより血小板の凝集及び付着を阻害する[１,４]オキサゼパン-７-オン誘導体を基礎とする生体適合性で、生分解性であるポリマーを含むコーティングを有する医療機器を見出した。
【００１５】
（発明の概要）
本発明は医療機器及び医療機器のコーティングとしての使用に適した生分解性ポリマーを提供する。本発明に従って製造したポリマーは生分解性で、生体適合性であり、及び以下の式Iに示される一般式を有する[１,４]オキサゼパン-７-オンから誘導される。
2009505727.tif 000003
開環重合反応(ROP)に続いて、環上の窒素が、重合反応後のジアゼニウムジオレート化に適した求核中心となる第二級アミンを有するポリマーバックボーンを提供する。したがって本発明のポリマーは非常に多目的な一酸化窒素を放出し及び生分解性であるポリマーである。
【００１６】
本発明の一態様において、医療機器又はそのコーティング又はその両方が一酸化窒素放出ポリマーを含み、当該ポリマーにおいて[１,４]オキサゼパン-７-オンをポリ(エチレングリコール)(PEG)のような、しかしそれに限定されないポリオール存在下D,L-ラクチド及びL-ラクチドと反応させ、その後２−エチルヘキサノン酸スズ（ＩＩ）のような、しかしそれに限定されない適切な触媒を用いて開環重合(ROP)を行い、続いてジアゼニウムジオレート化を行い式VIIIの一般構造を持つポリマーを形成する。
2009505727.tif 000004
（式中a、b、c及びdはそれぞれ繰り返し単位であり、a:b:c:dの比はa=４０-４５、b=１０-１２、c=０.１-０.５及びd=４０-４５である。）
【００１７】
本発明の他の態様において医療機器又はそのコーティング又はその両方が一酸化窒素放出ポリマーを含み、当該ポリマーにおいて[１,４]オキサゼパン-７-オンをポリ(エチレングリコール)(PEG)のような、しかしそれに限定されないポリオール存在下D,L-ラクチドと反応させ、その後２−エチルヘキサノン酸スズ（ＩＩ）のような、しかしそれに限定されない適切な触媒を用いて開環重合(ROP)を行い、続いてジアゼニウムジオレート化を行い式IXの一般構造を持つポリマーを形成する。
2009505727.tif 000005
（式中a、b及びcはそれぞれ繰り返し単位であり、a:b:cの比はa=９０-９９、b=０.１-１及びc=０.５-２.０である。）
本発明のさらに他の態様において医療機器又はそのコーティング又はその両方が一酸化窒素放出ポリマーを含み、当該ポリマーにおいて[１,４]オキサゼパン-７-オンをオクタンジオールのような、しかしそれに限定されないポリオール存在下D,L-ラクチド及びε-カプロラクトンと反応させ、その後２−エチルヘキサノン酸スズ（ＩＩ）のような、しかしそれに限定されない適切な触媒を用いて開環重合(ROP)を行い、続いてジアゼニウムジオレート化を行い式Xの一般構造を持つポリマーを形成する。
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（式中a、b及びcはそれぞれ繰り返し単位であり、a:b:cの比はa=１-５、b=９０-９９及びc=０.１-１.０である。）
本発明の他の態様において医療機器又はそのコーティング又はその両方が一酸化窒素放出ポリマーを含み、当該ポリマーにおいて[１,４]オキサゼパン-７-オンを２−エチルヘキサノン酸スズ（ＩＩ）のような、しかしそれに限定されない適切な触媒を用いてROPを行い、続いてジアゼニウムジオレート化を行い式VIIのモノマー繰り返し単位を有するポリマーを形成する。
2009505727.tif 000007
（式中「ｎ」は１から１０4の任意の整数である。）
さらに発明者は本発明に従って生分解性ポリマーを製造するために[１,４]オキサゼパン-７-オンを上記開示したラクチド、δ-カプロラクトン、ジオキサン、トリメチルカルボン酸、炭酸トリメチル、アミノ酸、ペプチド及びその他のような（しかしそれらに限定されない）他の化合物と共重合することを想定している。
【００１８】
本発明は１以上の本発明のNO放出ポリマーから製造した移植可能な医療機器及び医療機器のコーティングも含む。さらに、本発明に従って製造したNO放出医療機器及びコーティングには、一以上の付加的な生理活性物質がNO放出ポリマーから予定された様式で溶出する実施態様を含む。付加的な生理活性物質の典型的な実施態様には、再狭窄を治療し、予防し、阻害する為に抗増殖生理活性物質が in situで放出される、薬物溶出血管ステント及びそのコーティングが含まれるが、それらに限定されるものではない。適切な生理活性物質にはゾタロリムスのようなFKBP１２結合化合物、エストロゲン、シャペロン阻害剤、プロテアーゼ阻害剤、蛋白質チロシンキナーゼ阻害剤、レプトマイシンB、ペルオキシソーム増殖因子活性化受容体ガンマ配位子(PPARγ)、ハイポセマイシン（hypothemycin）、ビスホスホネート、上皮増殖因子阻害剤、抗体、プロテアソーム阻害剤、抗生物質、抗炎症剤、アンチセンスヌクレオチド及び形質転換核酸が含まれるがこれらに限定されるものではない。
【００１９】
（用語の定義）
発明について記載する前に、以下に本明細書で使用される特定の用語の理解を提供するのは有益であるだろう。
【００２０】
生理活性物質:本明細書において、「生理活性物質」とは、抗増殖性化合物、細胞分裂停止化合物、毒性化合物、抗炎症化合物、麻酔薬、抗生物質、プロテアーゼ阻害剤、スタチン類、核酸類、ポリペプチド、及び組換え微生物、リポソーム、を含む運搬ベクター、等（以下の薬物参照）を含む。生理活性物質という用語は１より多い生理活性物質も含む。
【００２１】
生体適合性:本明細書において、「生体適合性」は動物の組織に密接に接触するように配置したときに、動物において傷害又は死を起こさない又は動物において拒絶反応を起こさない任意の材料を意味する。副作用には、炎症、感染症、繊維組織の形成、細胞死、血栓症が含まれる。
【００２２】
調節性放出：本明細書において、「調節性放出」は医療機器の表面から予定される速さで生理活性化合物が放出されることをいう。調節性放出は医療機器の表面から生理活性物質が予定しない様式で散発的に放出されることなく、特に意図せずに、生体環境下において機器から、「バースト（burst）」して来ないことを意味する（ここでは１次反応速度式にも言及する。図２参照）。しかしながら、本明細書で使用される「調節性放出」という語は配置に伴う「バースト現象」を排除するものではない。本発明のいくつかの実施態様において、薬剤が最初にバーストし、その後よりゆるやかに放出することは望ましい。放出速度は定常状態（一般的に「徐放性」または０次反応（図３参照）という）にあり、薬剤は（最初のバーストが有っても無くても）予定された時間を超えて放出されても良く、又はグラジエント放出（gradient release）であっても良い。グラジエント放出は装置の表面から放出される薬物濃度が時間により変化することを意味する。
【００２３】
遅延性放出:本明細書において「遅延性放出」とは、ある期間後、又は事象又は一連の事象の後の生理活性物質（類）の放出をいう。
【００２４】
薬物(類): 本明細書において、「薬物」は動物において治療効果を有するいずれかの生理活性物質を含む。典型的で、非制限的な例には抗増殖性化合物が含まれ、前記抗増殖性化合物には、ゾタロリムスのようなFKBP１２結合化合物を含むマクロライド抗生物、エストロゲン、シャペロン阻害剤、プロテアーゼ阻害剤、蛋白質チロシンキナーゼ阻害剤、ペルオキシソーム増殖因子活性化受容体ガンマ配位子（PPARγ）、ハイポセマイシン、ビスホスホネート、上皮増殖因子阻害剤、抗体、プロテアソーム阻害剤、抗生物質、抗炎症剤、アンチセンスヌクレオチド及び形質転換核酸を含むが、これらに限定されない。
【００２５】
（発明の詳細な説明）
本発明の一つの実施態様はポリマー及びコポリマーが[１,４]オキサゼパン-７-オン及びその誘導体を基材とする、ポリマー類を有する医療機器及び医療機器コーティングに関する。さらに具体的には、本発明はNO放出、生体適合性、生分解性ポリマー及びコポリマーを有する医療機器および医療機器のコーティングに関する。本発明の他の態様は医療機器及び医療機器コーティングの製造方法に関し、前記医療機器及び/又はコーティングは、[１,４]オキサゼパン-７-オン誘導体を基材とした一酸化炭素(NO)放出、生体適合性、生分解性ポリマーを含む。
【００２６】
最も頻繁に遭遇する生体適合性ポリマーはポリエステル類、ポリオルトエステル類、ポリ無水物類及びポリホスファゼン類 (図１参照)である。本発明はジアゼニウムジオレート化が可能であり、それゆえにNO放出コーティング及び医療機器として有益な第二級アミンをポリマーバックボーンに有する付加的生分解性、生分解性ポリマーを提供する。
【００２７】
現在まで、ポリ(ラクチド)、ポリ(カプロラクトン)、ポリ(グリコリド)およびそれらのコポリマーのような従来の生分解性ポリマーが薬物送達装置及び縫合材料に及び/またはにおいて使用されることを含む（しかしそれらに限定されない）医療機器及び医療機器のコーティングの製造および使用に用いられてきた。しかしながら、これらのポリマーは一般的に本来は疎水性であり、遊離第二アミンを有するポリマーバックボーンを有していない。これらの医療機器及びコーティングに第二アミンを組み込むことによって機器及びコーティングをジアゼニウムジオレート化することができ、NOを放出することができる。 
【００２８】
本発明のNO放出ポリマー及びコポリマーがコーティングとして使用される場合は、好ましくは少なくとも約３０重量％、より好ましくは少なくとも約５０重量％、最も好ましくは少なくとも８０重量％の[１,４]オキサゼパン-７-オンの誘導体(式I参照)を基材とするNOを放出し、生体適合性で、生分解性であるポリマーを含むということが理解されている。もちろん、本発明の生分解性ポリマーは個々に又は任意の従来のポリマーと組み合わせて医療機器及び／または医療機器コーティングに組み込まれてもよい。
【００２９】
本発明は医療機器及び医療機器のコーティングとしての使用に適している生分解ポリマーを提供する。本発明に従って製造したポリマーは生分解性で生体適合性であり、及び以下の式Iとして示される一般式を有する[１,４]オキサゼパン-７-オンから誘導する。
2009505727.tif 000008
開環重合(ROP)に続いて、環上の窒素は重合後のジアゼニウムジオレート化に適した求核中心である第二級アミンを有するポリマーバックボーンを提供する。従って本発明のポリマーは非常に多用途な一酸化窒素（NO）放出性及び生分解性である。
【００３０】
本発明の一つの実施態様において[１,４]オキサゼパン-７-オンをポリ(エチレングリコール)(PEG)のようなポリオール（これらに限定されない）の存在下D,L-ラクチド及びL-ラクチドと反応させ、つづいて２−エチルヘキサノン酸スズ（ＩＩ）のような（これらに限定されない）適切な触媒を用いて開環重合反応（ROP）を行い、式ＩＩの一般式を有するポリマーを形成することができる。
2009505727.tif 000009
（式中a:b:c:dは繰り返し単位であり、前記a=０-２０,０００、b=１-２０,０００、c=１-２０００及びd=０-２０,０００である。一実施態様において繰り返し単位a、b、c及びｄはポリマー中にa:b:c:dがa=４０-４５、b=１０-１２、c=０.１-０.５及びd=４０-４５の比で存在する。）
【００３１】
本発明の他の実施態様において[１,４]オキサゼパン-７-オンをポリ(エチレングリコール)(PEG)のようなポリオール（これらに限定されない）の存在下D,L-ラクチドと反応させ、つづいて２−エチルヘキサノン酸スズ（ＩＩ）のような（これらに限定されない）適切な触媒を用いてROPを行い、式ＩＩＩの一般式を有するポリマーを形成することができる。
2009505727.tif 000010
（式中a:b:cは繰り返し単位であり、前記a=０-２０,０００、b=１-２０００及びc=１-２０,０００である。一実施態様において繰り返し単位a、b及びcはポリマー中にa:b:cがa=９０-９９、b=０.１-１及びc=０.５-２.０の比で存在する。）
本発明のさらなる他の態様において[１,４]オキサゼパン-７-オンをオクタンジオールのようなポリオール（これらに限定されない）の存在下D,L-ラクチド及びε-カプロラクトンと反応させ、つづいて２−エチルヘキサノン酸スズ（ＩＩ）のような（これらに限定されない）適切な触媒を用いてROPを行い、式IVの一般式を有するポリマーを形成することができる。
2009505727.tif 000011
（式中a:b:cは各ポリマーの繰り返し単位であり、前記a=０-２０,０００、b=１-２０,０００及びc=１-２０,０００である。一実施態様において繰り返し単位a、b及びcはポリマー中にa:b:cがa=１-５、b=９０-９９及びc=０.１-１.０の比で存在する。）
他の実施態様において[１,４]オキサゼパン-７-オンに２−エチルヘキサノン酸スズ（ＩＩ）のような（これらに限定されない）適切な触媒を用いてROPを行い、式Vのモノマー繰り返し単位を有するポリマーを生成することができる。
2009505727.tif 000012
（式中「n」は１〜１０7の任意の整数である。）
さらに、本発明に従って[１,４]オキサゼパン-７-オンは上記開示したラクチド、グリコリド、δ-カプロラクトン、ジオキサノン、炭酸トリメチル、アミノ酸、ペプチドその他のような（これらに限定されない）他の化合物と共重合し両親媒性、生分解性ポリマーを製造できることも本発明の発明者によって想定されている。
本発明に従って製造される式II-Vのポリマーは、ポリマーバックボーン中の第二級アミンが式VIの構造を有する一酸化窒素放出官能基と共に提供されるように加圧下一酸化窒素ガスを用いて処理される。
2009505727.tif 000013
【００３２】
本発明は１以上の本発明のNO放出ポリマーから製造した移植可能な医療機器及び医療機器のコーティングも含む。さらに、本発明に従って製造したNO放出医療機器及びコーティングには、一以上の付加的な生理活性物質がNO放出ポリマーから予定された様式で溶出する実施態様を含む。付加的な生理活性物質の典型的な実施態様には、再狭窄を治療し、予防し、阻害する為に抗増殖生理活性物質が in situで放出される、薬物溶出血管ステント及びそのコーティングが含まれるが、それらに限定されるものではない。適切な生理活性物質にはゾタロリムスのようなFKBP１２結合化合物、エストロゲン、シャペロン阻害剤、プロテアーゼ阻害剤、蛋白質チロシンキナーゼ阻害剤、レプトマイシンB、ペルオキシソーム増殖因子活性化受容体ガンマ配位子（PPARγ）、ハイポセマイシン、ビスホスホネート、上皮増殖因子阻害剤、抗体、プロテアソーム阻害剤、抗生物質、抗炎症剤、アンチセンスヌクレオチド及び形質転換核酸が含まれるがこれらに限定されるものではない。 
【００３３】
従って本発明は医療機器の生体適合性を高め、及び/又は治療部位へのin situ薬物送達を供給する少なくとも２つの方法を提供する。本発明の一つの実施態様において、本発明に従って製造した生体適合性で、生分解性であり、NOを放出するポリマー及びコポリマーは、移植可能な医療機器のコーティングを提供する為に使用され、前記コーティングは付加的な生理活性物質を含んでもよいし、又は含まなくてもよい。本発明の他の実施態様において、本発明に従って製造した生体適合性で、生分解性であり、NOを放出するポリマー及びコポリマーを使用して医療機器全体を製造する。
【００３４】
本発明に従って製造した生分解性の医療機器には、血管ステント、ステントグラフト、尿道ステント、胆汁管ステント、カテーテル、縫合糸、眼科用装置（ocular devices）、心臓弁、シャント（shunts）、ペースメーカー、骨接合用ネジ及びアンカー（bone screws and anchors）、保護板、および人工関節であって機能的、美容的なものの両方からなるような機器を含むがこれらに限定されるものではない。移植可能な医療機器は本発明の生体適合性ポリマーで構成され、又は本発明のポリマーでコーティングされてもよい。さらに、本発明の一つの実施態様においては、移植可能な医療機器の全体を本発明の生体適合性、生分解性ポリマーで製造しても良く、及び本発明に従って製造した少なくとも１種のポリマーで付加的にコーティングしても良い。
【００３５】
本発明のコーティングで構成される又は組み込まれる医療機器を用いて無数の症状を治療及び予防することができるが、本発明者は血管ステント及びステントグラフトを本発明を限定しない実施可能な例として選択した。従って、ステント類、ステントコーティング類及びコーティングされた又はコーティングされていないステント類を使用する方法を以下詳細に記載する。 
【００３６】
血管ステントは医療機器コーティング分野の科学者にとりわけ独特な難題をもたらした。血管ステント（以降、「ステント」という）は屈曲性で、拡張可能で、生体適合性及び生理学的に安定でなければならない。ステントは一以上の冠状動脈が閉塞することにより起こる冠状動脈疾患に関する症状を軽減するために使用される。冠状動脈が閉塞した結果、心筋への血流が消滅し、虚血誘導性狭心症を引き起こし、重症の場合は、心筋の梗塞及び死が起こる。ステントは一般的にカテーテルの遠位末端の、膨らませることができるバルーンに結合したステントを有するカテーテルを使用して配置される。カテーテルを動脈内に挿入し、配置部位に誘導する。多くの場合、カテーテルを足の大腿動脈又は頚動脈に挿入し、ステントは冠状動脈の脈管構造内深く、閉塞部位に配置される。 
【００３７】
コーティングされた薬剤溶出血管ステントの別の適用例として、脆弱性プラークの安定化がある。脆弱性プラークはアテローム性粥状物（gruel）からなる液体状の核で覆われた薄い繊維状のキャップからなる。成熟アテローム性プラークの正確な構成は相当変化し、アテローム性プラークの構成に影響を与える因子についてはあまり良く理解されていない。しかしながら、多くのアテローム硬化性プラークに伴う繊維性のキャップは平滑筋細胞の結合組織マトリックス、I又はIII型コラーゲン及び上皮細胞の単層から形成される。アテローム性粥状物は、内皮下層の細胞外スペースに捕捉された血液由来のリポプロテイン及び循環血液から除去した低密度リポプロテイン(LDL)で満たされた組織マクロファージが分解したものから成る(G. Pasterkamp and E. Falk. ２０００. Atherosclerotic Plaque Rupture: An Overview. J. Clin. Basic Cardiol. ３:８１-８６)。繊維状キャップ物質の、アテローム性粥状物に対する比率により、プラークの安定性及び型が決定される。アテローム性プラークが不安定さから、破裂しやすい場合、「脆弱性」プラークと呼ぶ。アテローム性粥が血流に放出され、広範囲の血栓形成反応が起こり、冠動脈疾患による突然死を引き起こす。最近、脆弱性プラークはプラークにステントを配置することにより安定化することができると想定されている。さらに、メタロプロテイナーゼ阻害剤が中に分散しているマトリックスから成る、又は（及び）ポリマーでコーティングした薬物放出コーティングを備えた血管ステントはプラークをより安定化することができ、最終的に完治に導くことができる。
【００３８】
動脈瘤の治療はコーティングされた薬剤溶出ステントの他の適用例である。動脈瘤は通常、アテローム性動脈硬化が原因となる血管の膨張又は拡張である。動脈瘤は腹部大動脈において最も頻繁に発生する。毎年少なくとも１５,０００人のアメリカ人が腹部大動脈瘤の破裂により死亡する。背中と腹部の痛みは共に腹部動脈瘤の症候であり、動脈瘤の破裂直前まで現れないことがしばしばあり、この症状は通常致命的である。ステント移植は、近年一般的な侵襲的外科手術の代替法として登場した。血管グラフトは動脈瘤の部位の動脈内に配置され、血液と弱った動脈壁の間の障壁として働き、従って動脈への圧力を減少させるステント（ステントグラフト）を含む。動脈瘤へのステント移植という低侵襲的方法は従来の動脈瘤治療に見られた罹病率を減少させる。さらに多数の合併症を有する為に従来の動脈瘤治療に高いリスクがある患者はステント移植の候補となる。ステント移植はまた外傷が原因となって動脈に障害を引き起こす、急性鈍的胸部大動脈損傷に関する症状の新しい治療法として登場した。
【００３９】
治療部位の位置が定まったら、ステント又はグラフトを配置する。一般に、ステントは、バルーン・カテーテルを用いて配置する。バルーンは、動脈内管に対してゆっくり圧をかけながらステントを拡張させ、血管閉塞をクリアし、動脈瘤を安定化させる。その後カテーテルを取り除き、ステントはその場所に永久に残す。大多数の患者は適切な回復期間の後平常の生活に戻り、ステント術を施した閉塞に伴う冠動脈の再狭窄を起こさない。しかしながら、病気の過程それ自体により又はステントの配置により動脈壁の内膜が傷害を受ける場合も有る。この傷害は複雑な生体反応を開始させ、その結果血管平滑筋細胞過剰増殖及び閉塞又はステント部位の再狭窄を起こす。
【００４０】
近年、再狭窄の予防に多大な努力が向けられてきた。近接照射療法、エキシマーレーザー及び薬品作用学的技術を含むいくつかの技術が開発された。最小限の侵襲及び最も確実な治療様式は薬品作用学的アプローチである。好ましい薬品作用学的アプローチには細胞分裂停止又は細胞毒性剤を直接ステント配置領域に送達する、部位特異的送達が含まれる。いくつかの理由により、全身投与より部位特異的送達のほうが好ましい。第一に、多くの細胞分裂停止及び細胞毒性剤は非常に毒性が高く、再狭窄を防止するのに必要な濃度で全身投与することができない。さらに薬物の全身投与は治療部位と離れた部位における意図しない副作用を有しうる。そのうえ、多くの薬物は十分に可溶性ではなく、又はあまりにも早く血流から消失してしまい、効果的に再狭窄を防止できない。従って、抗再狭窄化合物は直接治療領域に投与することが好ましい。 
【００４１】
ウィーピング・バルーン・カテーテル（weeping balloon catheters）及びインジェクションカテーテルのような抗再狭窄化合物を配置する為のいくつかの技術及び対応する装置が開発されてきた。ウィーピング・バルーン・カテーテルはカテーテルの遠位末端に近い膨らませることができる部分にある微細孔を通じて抗再狭窄化合物を加圧下ゆっくり投与する為に使用される。膨らませることができる部分はステント又は分離部分を配置するために使用していたのと同じで有りうる。インジェクションカテーテルは加圧液体ジェットを噴出することにより又は１又はそれ以上の針様の付属肢を用いて直接動脈壁に穴を開け、抗再狭窄化合物を投与する。近年、動脈の外膜に薬物を注射するために、ニードルカテーテルが開発された。しかしながら、再狭窄を防ぐ為のウィーピングカテーテル及びインジェクションカテーテルを用いた抗再狭窄組成物の投与はまだ実験的であり、多くは失敗している。抗再狭窄組成物の直接投与はいくつか不利益を有する。抗再狭窄組成物が動脈内管にウィーピングカテーテルを用いて直接投与される場合、血流が急速に抗再狭窄組成物を下流及び治療部位から離れた場所に洗い流してしまう。内管壁又外膜に投与された抗再狭窄組成物は速やかに周囲の組織に拡散する。従って、抗再狭窄組成物は再狭窄を予防するのに十分な濃度で治療領域に存在しない。カテーテルを用いた局所薬物送達に伴うこれら及び他の不利益の結果、研究者たちは抗再狭窄化合物の送達の改良方法を求め続けている。
【００４２】
今日までに開発されてきた、局在化抗再狭窄組成物送達の最も成功した方法は薬物溶出ステントである。多くの薬物溶出ステントの態様が開発され、試験されてきた。しかしながら、安全で高度に効果的な薬物送達を提供する為には目覚しい進歩が今なお必要である。ステントを基礎とした抗再狭窄組成物送達の主な難問の一つは薬物送達の速度の調節である。一般的に、薬物送達速度は２つの１次反応的（primary kinetic）特性を有する。投与の直後に血流又は組織に達した薬物は１次反応に従う。１次薬物放出動態により、血液又は局所組織の薬物濃度が即時に上昇し（ピーク濃度）、続いて徐々に減少する（トラフ濃度trough levels）。ほとんどの場合において、治療濃度はほんの数時間しか維持しない。血液又は組織濃度が安定して残存している、持続的にゆっくり放出された薬物は０次反応に従う。薬物送達の方法及び組織/血液消失速度により、結果として長時間治療濃度が持続する。薬物放出特性は特定の適用に合わせて改変することができる。一般的に、多くの調節性放出組成物はほぼ０次反応に従うように（図３参照）設計されている。しかしながら、薬物の初期バースト又は初期負荷投与量（loading dose）（１次反応速度、図２参照）が望まれ、その後より穏やかな持続性の薬物放出が続く（擬０次反応速度）という適用でも良い。in situにおける本発明に従って製造した医療機器からの一酸化窒素の放出は一般的に１次反応に従う。
【００４３】
上で簡単に述べたように、本発明の生体適合性で、生分解性であり、両親媒性のポリマーは式Iの一般式を有するN-アセチル-カプロラクトンの誘導体及びコポリマーを基材とする。式Vのポリマーを製造するためにN-アセチル-カプロラクトンを単独で使用することができ、又は他の公知のモノマーと共重合して本発明の混合生分解性ポリマーを生成してもよい。他の公知のモノマーにはポリ(ラクチド)、ポリ(カプロラクトン)、ポリ(グリコリド)、ジオキサノン、トリメチレン炭酸塩、グリコリド、アミノ酸、ペプチド及びその誘導体が含まれるが、これらに限定されない。以下の非制限な実施例は本発明の代表的な生分解性、生体適合性ポリマーの製造方法を提供する。 
【００４４】
（実施例）
本発明の生体適合性のポリマーを製作する為のすべての試薬は市販されており、例えば、これに制限されるものではないが、シグマ-アルドリッチケミカルズ（セントルイス、ミズーリ州、米国）から容易に入手可能である。共通の出発物質、[１,４]オキサゼパン-７-オンは市販されているか、又は４-ピペリドンから、以下に記述する方法を含む当該分野において既知の方法を使用して合成することができる。
2009505727.tif 000014
実施例１
式IIの生分解性ポリマーの合成 
2009505727.tif 000015
【００４５】
a:b:c:dの比はa=４０-４５、b=１０-１２、c=０.１-０.５及びd=４０-４５である。
【００４６】
本発明の一つの実施態様において、式ＩＩのポリマーは以下のように合成することができる。０.５ｇのPEG-３４００、５ｇのD,L-ラクチド(３,６-ジメチル-１,４ジオキサン-２,５-ジオン)、５gのL-ラクチド((３s)-シス-３,６-ジメチル-１,４-ジオキサン-２,５-ジオン)、約１gの[１,４]オキサゼパン-７-オン及び０.１２gの２−エチルヘキサノン酸スズ（ＩＩ）を１００mLの血清瓶にいれる。テフロン（登録商標）コート磁気攪拌子を瓶に加え、瓶をテフロン（登録商標）コートシリコンセプタムとクリンパーで密封する。反応瓶を窒素で２０分間パージし１４０℃のシリコン油浴に攪拌子を中に入れて７２時間設置した。反応体を２０mLのクロロホルムに溶解し約２００mLのメタノールに注ぎ沈殿させる。この工程を３回繰り返す。最終的に精製されたポリマーはクロロホルムに溶解しPTFEトレイに注ぐ。トレイは５０℃の真空オーブンに一晩設置する。
【００４７】
式ＩＩのポリマーを製造する一般的反応
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実施例２
式ＩＩＩの生分解性ポリマーの合成 
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【００４８】
a:b:cの比はa=９０-９９、b=０.１-１及びc=０.５-２.０である。
【００４９】
本発明の一つの実施態様において、式ＩＩＩのポリマーは以下のように合成してもよい。０.５gのPEG-３４００、９gのD,L-ラクチド(３,６-ジメチル-１,４ジオキサン-２,５-ジオン)、約０.５gの[１,４]オキサゼパン-７-オン及び０.１０gの２−エチルヘキサノン酸スズ（ＩＩ）を１００mLのガラス製血清瓶に入れる。テフロン（登録商標）コート磁気攪拌子を瓶に入れテフロン（登録商標）コートシリコンセプタムとクリンパーで瓶を密封する。反応瓶を窒素で２０分間パージし１４０℃のシリコン油浴に攪拌子を中に入れて７２時間設置した。反応体を２０mLのクロロホルムに溶解し約２００mLのメタノールに注ぎ沈殿させる。この工程を３回繰り返す。最終的に精製されたポリマーはクロロホルムに溶解しPTFEトレイに注ぐ。トレイは５０℃の真空オーブンに一晩設置する。
【００５０】
式ＩＩＩのポリマーを製造する一般的反応
2009505727.tif 000018
【００５１】
実施例３
式ＩＶを有する生分解性ポリマーの合成
2009505727.tif 000019
【００５２】
a:b:cの比はa=１-５、b=９０-９９及びc=０.１-１.０である。
【００５３】
本発明の一つの実施態様において、式IVのポリマーは以下のように合成してもよい。９g のD,L-ラクチド (３,６-ジメチル-１, ４ジオキサン-２,５-ジオン)、約０.５gの[１,４]オキサゼパン-７-オン、０.５gのε-カプロラクトン及び０.１０gの２−エチルヘキサノン酸スズ（ＩＩ）を１００mLのガラス製血清瓶に入れる。テフロン（登録商標）コート磁気攪拌子を瓶に入れテフロン（登録商標）コートシリコンセプタムとクリンパーで瓶を密封する。反応瓶を窒素で２０分間パージし１４０℃のシリコン油浴に攪拌子を中に入れて７２時間設置した。反応体を２０mLのクロロホルムに溶解し約２００mLのメタノールに注ぎ沈殿させる。この工程を３回繰り返す。最終的に精製されたポリマーはクロロホルムに溶解しPTFEトレイに注ぐ。トレイは５０℃の真空オーブンに一晩設置する。
【００５４】
式IVのポリマーを製造する一般的反応
2009505727.tif 000020
実施例４
実施例１から３に従って製造したポリマーのジアゼニウムジオレート化
【００５５】
式Vのモノマー単位を少なくとも一つ有するポリマーはクロロホルム又はテトラヒドロフラン(THF)のような適切な有機溶媒に溶解した。本工程においては１種以上のゾタロリムス、エストロゲン、シャペロン阻害剤、プロテアーゼ阻害剤、蛋白チロシンキナーゼ阻害剤、レプトマイシンB、ペルオキシソーム増殖因子活性化受容体ガンマリガンド(PPARγ)、ハイポセマイシン、ビスホスホネート、上皮成長因子阻害剤、抗体、プロテアソーム阻害剤、抗生物質、抗炎症剤、アンチセンスヌクレオチド類及び形質転換核酸のような、生理活性物質がポリマー溶液中に含まれるが、これらに限定されるものではない。次に、可溶性のポリマー（付加的生理活性物質の有り又は無し）は、移植可能な医療機器の表面に当業者に知られた方法（例えば圧延、浸漬、スプレー、塗布、しかしこれらに限定されない）を用いて適用する。余分なポリマーは暖かい不活性気体（例えばアルゴン又は絶乾窒素、しかしこれらに限定されない）の気流下で取り除く。コーティングされた医療機器は次に、以下の反応に従ってジアゼニウムジオレート化し、第二級アミンを含むモノマー単位が式VIIのNO-放出NON化基（図７参照）を有する式ＩからＶのポリマー又はコポリマーを得た。
2009505727.tif 000021
（式中「n」は１から１０4の整数である。）
[１,４]オキサゼパン-７-オンを使用したＲＯＰ由来のモノマーのみが式VII中に図示してあることに注意されたい。したがって式ＩＩからＩＶに図示されるポリマーが本発明に従ってジアゼニウムジオレート化される場合はＮＯ放出ポリマーVIIIからXは以下のような結果になる。
2009505727.tif 000022
（式中a、b、c及びｄはそれぞれ繰り返し単位であり、a:b:c:dの比はa=４０-４５、b=１０-１２、c=０.１-０.５及びd=４０-４５である。）
2009505727.tif 000023
（式中a、b及びcはそれぞれ繰り返し単位であり、a:b:cの比はa=９０-９９、b=０.１-１及びc=０.５-２.０である。）
2009505727.tif 000024
（式中a、b、及びcはそれぞれ繰り返し単位であり、a:b:cの比はa=１-５、b=９０-９９及びc=０.１-１.０である。）
【００５６】
さらに、本発明に従って製造したポリマー又はコポリマーから血管ステントのような医療機器を製作し、その後上記のようにジアゼニウムジオレート化し、機器全体がＮＯ放出するようにすることも可能である。本発明のポリマー及びコポリマーを用いて機器を製作する適切で非制限的な実施例を以下詳細に記載する。
【００５７】
実施例１からIVの少なくとも一つのポリマーでコーティングまたは製作された血管ステントは１３mm×１００mmのガラス試験管に配置する。１０ミリリットルの３％メチル化ナトリウムメタノール溶液又はアセトニトリルを試験管に加え、２５０mLのステンレス製のParr（登録商標）水素化容器内に置く。反応容器は１０気圧の窒素ガスで加圧/減圧サイクルを繰り返す（１０回）ことで脱気する。次に、反応容器に対し３０気圧NOで加圧/減圧サイクルを２回おこなう。最後に、反応容器を３０気圧でNOを満たし、２４時間室温で放置する。２４時間後、容器のNOをパージ（purge）し、１０気圧、窒素ガスで加圧/減圧サイクルを繰り返す（１０回）。試験管を反応容器から取り除き、３％メチル化ナトリウム溶液をデカントする。ステントをその後１０mLのメタノールで１回及び１０mLのジメチルエーテルで３回洗浄する。ステントを試験管から取り出し、窒素ガスの気流下で乾燥させる。この工程の結果、ジアゼニウムジオレート化ポリマーコート血管ステントが得られる。
【００５８】
NO放出機能を有する式IIのポリマーを得るために他の方法を使用しても良いことは明らかであり、例えば、米国特許番号第５,４０５,９１９(すべての内容を参考文献として本明細書に組み入れるものとする。)を他の例として参照されたい。
【００５９】
本発明は、血行力学的環境下での使用に適した、最適化された薬物放出医療機器コーティング及びそれ自体が全体的に、又はほとんど全部が本発明のポリマーで構成される医療機器を対象とする。本発明のコーティング及び装置は、NOに加えて、少なくとも一つの、分散された生理活性物質又は薬物を有していても良い。
実施例５
実施例１-３のポリマーを使用した移植可能な医療機器のためのコーティングの製造方法：薬物/ポリマー系（薬物３０%）の共溶媒
【００６０】
０.２５gのゾタロリムス(以前はABT-５７８として知られていた)を細口ガラス瓶に計量した。２５mLの塩化メチレンを同じ瓶に加えた。液が透明になるまで混合する。本発明に従って製造した０.２５gの生分解性ポリマーを小さい計量パンに量り取り、同じ細口瓶に移す。２５mLの塩化メチレンを瓶に入れた。前記と同様に液が透明になるまで混合した。マイクロピペットを使用して３mLのゾタロリムス/塩化メチレン溶液を細口ガラス瓶に加えた。マイクロピペッターを用いて７mLのポリマー/塩化メチレン溶液を同じ細口ガラス瓶に加えた。薬物/ポリマー溶液をMAXMIXIIミキサー上で混合した。薬物/ポリマー溶液を０.４５μm PTFEフィルターでろ過し、他のあらかじめ洗浄した細口瓶に入れた。
【００６１】
その後溶液をステントに噴霧した。コートしたステントを一晩IIB２フード内に置き、乾燥させたコート後のステントの重量を量った。
実施例６
実施例１-３のポリマーを使用した移植可能な医療機器のためのコーティングの製造方法：薬物/ポリマー系（薬物２５%）の共溶媒
【００６２】
０.２５gのゾタロリムスを細口ガラス瓶に計量した。２５mLの塩化メチレンを同じ瓶に加えた。液が透明になるまで混合した。本発明に従って製造した０.２５gの生分解性ポリマーを小さい計量パンに量り取り、同じ細口瓶に移す。２５mLの塩化メチレンを瓶に入れた。前記と同様に液が透明になるまで混合した。マイクロピペットを使用して２.５ mLのゾタロリムス/塩化メチレン溶液を細口ガラス瓶に加えた。マイクロピペッターを用いて７.５mLのポリマー/塩化メチレン溶液を同じ細口ガラス瓶に加えた。薬物/ポリマー溶液をMAXMIXIIミキサー上で混合した。薬物/ポリマー溶液を０.４５μm PTFEフィルターでろ過し、他のあらかじめ洗浄した細口瓶に入れた。
【００６３】
その後溶液をステントに噴霧した。コートしたステントを一晩IIB２フード内に置き、乾燥させたコート後のステントの重量を量った。
【００６４】
本発明は最適化された薬物放出医療機器コーティング及びそれ自体が全体的に、又はほとんど全部が本発明のポリマーで構成される医療機器を対象とする。本発明のコーティング及び装置は、NOに加えて、少なくとも一つの、分散された生理活性物質又は薬物を有していても良い。 
【００６５】
前述の構造的及び薬物放出特性を考慮することに加え、ステントコーティングとして使用されるポリマーはまた、生体適合性でなければならない。生体適合性は前述の「用語の定義」の項で手短に定義した多くの要素を内含する。ポリマーが生体適合性である必要性は、材料分野の科学者が利用可能なオプションの数をかなり制限する。さらに、これらのオプションはポリマーのコーティングが血行動態的な力に持続的にさらされる装置上で使用される場合にさらに制限される。例えば、ステントコーティングは非血栓形成性で、非炎症性で、長期間構造的に安定でなければならない。 
【００６６】
従って、本発明に従って製造されたステントコーティングポリマーが有すべき、４つの特異的な特性が存在する。本発明のポリマー構成は生体適合性で、予定された速度で分解し、弾力性/延性であり、及び予測可能な薬物放出特性を有すべきである。他の必要条件はエチレンオキサイド滅菌法を含む（これに限定されない）滅菌法に不活性であるというような適合性を有することである。本発明は、本発明に従って製造した新規なポリマー組成物を提供する。
放出速度は必ずしももっぱら薬物‐ポリマー適合性の機能というわけではない。コーティング組成物、ポリマー膨張性及びコーティングの厚さもまた役割を担う。さらに、本発明は薬物溶出速度を制御するまた別の方法を提供する。本発明の生分解性ポリマーを特定の速度で分解するように調節することにより、薬物溶出を正確にコントロールし、およびポリマーの完全な分解により薬物溶出を終了することができる。
【００６７】
本発明の医療機器が脈管構造において使用される場合、コーティングの寸法は一般的にマイクロメートル(μm)で測定される。本発明のコーティングは１μm〜１０００μmの厚さである。本発明の範囲内において少なくとも２つの明確なコーティング形態が存在する。本発明の一つに実施態様において、薬物含有コーティングは直接装置の表面に又はポリマープライマーの上に適用される。溶解速度や所望する特性に依存して、薬物は完全にポリマーマトリックス内に可溶であるか、又はくまなく均一に分散している。ポリマーマトリックス内に存在する薬物濃度の範囲は０.１重量％〜８０重量％である。どちらにしても、コーティング組成物が均一であることが最も望ましい。この特定の構成は一般的にドラッグポリマーマトリクスと呼ばれる。
【００６８】
最後に、コーティングの厚さに戻ると、厚さは一般に総合的な薬物放出速度及び特性とする決定する上で重要ではない要素であるが、依然として、コーティングを調整するために使用可能な追加的要素である。基本的に、他のすべての物理学的及び化学的の要素が変わらないままであるなら、与えられた薬物が与えられたコーティングを通って拡散する速度はコーティングの厚さに正比例する。つまり、コーティングの厚さを増加させると、放出速度は逆に増加する。
【００６９】
我々はここで本発明の適合化した生分解性制御放出コーティングに貢献する他の要素について述べる。先に述べたように、血行力学的環境に配置する医療機器を意図したコーティングは優れた付着特性を有していなければならない。つまり、コーティングは安定して医療機器表面に結合していなくてはならない。移植可能な医療機器を作成するためにステンレス鋼、ニチノール、アルミニウム、クロム、チタン、金、コバルト、セラミック及び広い範囲の合成ポリマー及びコラーゲン、フィブリン及び植物繊維を含む天然材料、を含む（しかしこれらに限定されない）多くの異なる材料を使用することができる。これらすべての材料又は他の材料はこの発明に従ってNO放出/調節性放出・コーティングと共に使用することができる。さらに、生理活性物質がポリマー中に分散し、機器の分解時に放出されるように本発明のポリマーは医療機器全体を作成する為に使用することができる。本発明のこの特性は特に装置が、その後の取り外しが、必要である場合に、可能でないか又は複雑で、リスクの高い外科手術が必要な体の離れた領域に移植される際役に立つ。
【００７０】
本発明の一つの実施態様は図４に図示される。図４において構造４０２を有する血管ステント４００は、ステンレス鋼、ニチノール、アルミニウム、クロム、チタン、セラミック及び広い範囲の合成ポリマー及びコラーゲン、フィブリン及び植物繊維を含む（これらに限られない）天然材料を含む（これらに限られない）非制限の材料群から製作される。構造４０２は本発明に従って製造されたコーティング組成物が施されている。
【００７１】
図５a-dはさまざまなコーティングを施したステント４００の断面図である。図５aにおいてステント４００はパリレンなどのような（これに限定されない）任意の医療用プライマーを含む第１のポリマーコーティング５０２、第２の調節性放出コーティング５０４、及び３番目のバリア、又はキャップ、コートである５０６を有する。図５bにおいて、ステント４００はパリレンのような（これに限定されない）任意の医療用のプライマーを含む第１のポリマーコーティング５０２及び第二の調節性放出コーティング５０４を有する。図５cにおいて、ステント４００は第１の調節性放出コーティング５０４及び第２のバリアー又はキャップ、コート５０６を有する。図５dにおいて、ステント４００は調節性放出コーティング５０４のみを有する。図６はバルーンカテーテル６０１の上に、本発明に従って作製したコーティング６０４を有する血管ステント４００を図示する。
【００７２】
どのようにポリマーが表面に付着するかについて、説明を試み、又は我々の理解に寄与する多くの理論が有る。最も重要な力には静電及び水素結合が含まれる。しかしながら、水和性、吸収及び弾性を含む他の要素もまた、どれほど良くポリマーが異なる表面に付着するかを決定する。従って、ポリマーベースコート又はプライマーは、より単一なコーティング表面を作成する為に度々使用される。
【００７３】
本発明のNO放出/調節性放出コーティングは医療機器の表面に、下塗りし又は裸のままで、当業者に知られた方法で適用することができる。本発明に適合した適用方法には例えばスプレー、浸漬、ブラッシング（はけ塗り）、真空蒸着、その他の方法が含まれるが、これらに制限されない。さらに、本発明の調節性放出コーティングはキャップのコートにも使用しても良い。本明細書で使用されるキャップコートは他のコーティングの上に適用される最外側のコーティング層を意味する。薬物放出コポリマーコーティングはプライマーコートに使用される。ポリマーキャップコートは薬物放出するコポリマーコーティングの上に適用される。キャップコートは任意にさらに薬物放出を制御するため又は別々の薬物を提供する為の拡散障壁として役立つかもしれない。キャップコートは、単にステントを保護するために表面に付けられた生体適合ポリマーであり、溶出速度には影響がなくても良い。本発明の一つの側面は移植するまで装置及び生理活性物質を環境から保護する生体分解性のキャップコートを提供することである。移植が完了した後、生体分解性キャップは予定した速さで分解し（本発明に従ってポリマーバックボーンに官能基を付加及び修飾することにより可能にする。）医療機器表面及び生理活性物質を生体環境に露出する。 
【００７４】
上で議論したように、医療機器は本発明のポリマー化合物からさまざまな方法を使用して製作することができる。例証の目的であり、制限されるものではないが、生分解性血管ステントについて記載する。一つの実施態様において、ステントは第１及び第２末端を有し、第１及び第２末端の間に壁状表面を備える管状の部材である。壁は押し出し成形されたポリマー短繊維で組ひも様に編まれた実施例で構成される。第２の実施態様において、ステントは射出成形又は押し出し成形である。チューブの壁の開窓は、成形、レーザー切断、打ち抜き、機械加工による。
【００７５】
組みひも状のステント実施態様ではモノフィラメントはペレットにして乾燥させたポリマー材料から製作される。その後乾燥ポリマーペレットを押し出して、粗モノフィラメントを成形し急冷する。押し出され、急冷された粗モノフィラメントはその後引っ張って平均半径が約０.０１ mm〜０.６ mm、好ましくは約０.０５ mm〜０.１５ mmである最終製品であるモノフィラメントにする。約１０〜約５０の最終製品であるモノフィラメントを組角度が９０〜１７０度になるように、ブレードマンドレル（braid mandrel）のサイズは適用に適したものでバスケット織り状になるように編む。編んだステントは次に、ブレードマンドレルからはずし、ステントの内径と等しいかそれより小さい外径を有するアニーリングマンドレルに配置し、ポリマーガラス転移温度とポリマー混合物の融点の間の温度で、５分から１８時間の間、空気中、不活性雰囲気下又は真空の下で徐冷される。ステントは冷却し、切断する。
【００７６】
本発明の押し出し管状ステントは最初にペレット化したポリマーを押し出し形成装置の注射外筒にいれ、圧をかけて型に射出し、冷却し、固まるまで放置する。ステントは型からはずす。本発明に従って製造したステントは、ステントチューブに開窓を有するように型に入れて作っても良いし、作らなくても良い。開窓ステントの好ましい実施態様は空のチューブを開窓無しで射出成形又は押し出し成形し、好ましくは射出成形する。冷却後、打ち抜き装置又はレーザー切断により管に開窓し、好ましくはレーザー切断する。得られた開窓又は窓は最終産物であるステントの圧縮と自己拡張の特性に悪影響を与えないどんな形も想定しても良い。
【００７７】
ステントは、次に、ステントの内径と等しいかそれより小さい外径を有するアニーリングマンドレルに配置し、ポリマーガラス転移温度とポリマー混合物の融点の間の温度で、５分から１８時間の間、空気中、不活性雰囲気下又は真空の下で徐冷される。ステントは冷却し、必要であれば切断する。
【００７８】
本発明に従って製造されたステントは一般に、使用されているポリマーの分子量に比例して増加する機械的特性及び力を有している。必要とする機械的性質とin vivo分解速度を有するステントの処理効果及び収量に適応して最適な分子量が選択される。
【００７９】
ステントを作るのに使用されるポリマー又はポリマー混合物の２つの物理的特性、すなわち抗張力及び引張り係数がステントの総合的な機械的特性の定義における重要な役割を果たす。抗張力は破壊点における単位面積当たりの力と定義される。切断、または破砕する前に基体が耐えることができる通常、平方インチ（psi）あたりのポンドで表される力の量である。psiで表された引張り係数は、基体の堅さ、または引張りへの抵抗の表現であり、ステントの自己拡張特性に直接関連する１単位の緊張を達成するのに必要な力である。
【００８０】
抗張力及び引張り係数は自己拡張ステントの動作特性を定義する物理学的特性であり、これらの特性には加圧耐性及び自己拡張又は半径方向拡張（radial expansion）力がある。加圧耐性は周りの組織の周囲からの圧力に対するステントの抵抗する能力に関する。加圧耐性が低いステントは開通性を維持することができない。自己拡張力は一度挿入した狭窄した内管に開通性を回復するステントの許容性を決定する。自己拡張と加圧耐性の組み合わせは、競合する特性であり、ステントを設計する際に注意深く考慮しなければならない。
【００８１】
他に示さない限り、明細書及び請求項内で使用される、成分の量、分子量、反応条件等々を表現するすべての数字はすべての場合、「約」という用語で修正して理解すべきである。従って、反対に指定しない限り、以下の明細書及び添付する請求項に記載する数値パラメーターは本発明により得ることが求められる所望する特性により変化する近似である。少なくとも、それぞれの数字のパラメーターは均等論の請求の範囲内への適用を制限しようとするものではなく、各数値パラメーターは少なくとも報告された有効数字の数の観点から、通常の丸め技術を適用して解釈すべきである。発明の広い範囲について記載されている数字の範囲とパラメーターは近似であるが、特定の例に記載された数値はできるだけ正確に報告される。しかしながら、どんな数値も本来必ずそれらのそれぞれの試験測定値で見つけられた標準偏差から生じる特定の誤りを含む。
【００８２】
発明を記載する為に本内容（とりわけ以下の請求項の内容）で使用される「a」及び「an」及び「the」及び同様の指示対象の用語は、明細書中で他に示す又は明らかに内容と矛盾しない限り単数及び複数を包含するものと解釈される。本明細書中の数値の範囲の列挙は、範囲内のそれぞれの値を簡略化した方法として提供することを意図する。明細書中で他に示さない限り、各値は独立して列挙されたように明細書に組み込まれる。本明細書に記載されたすべての方法は本明細書で他に示さない限り又は明らかに内容と矛盾しない限り適切な順番で行われる。本明細書における任意の及びすべての実施例又は例示的な文言（例えば「のような」）は単に発明をより明らかにすることを意図し、他に規定しない限り発明の範囲を限定するものではない。明細書中のどの文言も発明の実施に必須な規定されていない要素を示していないと解釈されるべきである。
【００８３】
本明細書で開示した発明の代替要素又は実施態様のグループ化は制限と解釈すべきでない。それぞれの群の構成要素は、独立して又は群の他の構成要素又は本明細書に見られる他の要素と任意に組み合わせて言及され、請求され得る。利便性及び/又は特許性の理由で群の一以上の構成要素が群に含まれる又は群から削除されることが予測される。そのような任意の含有又は削除が起こった際には、本願明細書は添付される請求項において使用されるすべてのマーカッシュ群の記載を満たすように修正する群を含むと見なす。 
【００８４】
本明細書に記載された本発明の好ましい実施態様は、本発明を実施するうえで最良の形態として発明者に知られているものを含む。もちろん、これらの好ましい実施態様の変形は以上の記載を読んだ当業者にとって明らかになるだろう。発明者は当業者がそのような適切な変形を行うことを期待し、及び発明者は発明が本明細書に明確に記載されているものと異なる実施をされることを意図している。従って、本発明は主題に準拠法で許容されるように付加されたクレームで列挙された内容のすべての変形と同等物を含んでいる。さらに、本明細書で特に示さない限り、又は明らかに内容に矛盾しない限り、そのすべての可能な変形における、上述の要素のいかなる組み合わせも発明に含まれる。
【００８５】
さらに、この明細書中で特許と、印刷された刊行物を多く参照した。上記、引用した参考文献及び印刷された刊行物は全体として本明細書に個別に参考文献として組み込むこととする。
【００８６】
最後に、本明細書中に開示された発明の実施例は本発明の原理の例証であると理解されるべきである。他の使用されるであろう改変も発明の範囲内にある。このように、一例として、しかしこれに限定されるものではなく、本発明の代替の構成は本発明に従って利用されてもよい。従って、本発明はまさに示され及び記載された通りのものに制限されない。
【図面の簡単な説明】
【００８７】
【図１】最も一般的な生分解性ポリマーの化学式を示す。
【図２】ポリマーコーティングからの薬物放出に関する理想的な１次反応速度式をグラフに示す。
【図３】ポリマーコーティングからの薬物放出に関する理想的な０次反応速度式をグラフに示す。
【図４】本発明における抗再狭窄化合物を送達する血管ステントの図を示す。
【図５】本発明に従い製造した多様な薬物溶出コーティングを有する医療機器（ステント）の断面図を示す。
【図６】血管形成術及び再狭窄の危険性のある管腔へのステントの部位特異的送達の為に使用するバルーンカテーテルアッセンブリ（balloon catheter assembly）の図を示す。
【図７】本発明に従い製造したNO放出ポリマーを例として図に示す（式VIIからX）。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【国際調査報告】
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