CN104013996A - 夺取祖内皮细胞的药物洗脱可移植的医疗设备 - Google Patents

Abstract

提供了一直在身体内用于移植入血管或腔结构的医疗设备，其刺激阳性血管重塑。医疗设备，如支架和合成移植物，涂布有药物组合物，其由以下组成：受控释放的基质和一种或多种药物物质，用于将药物直接输送到周围组织。医疗设备上的涂层进一步包括配体如肽，抗体或者小分子，用于在设备的血液接触表面中夺取祖内皮细胞，以便在损伤位点处恢复内皮。特别地，药物涂布的支架用于例如气囊血管成形术程序，用于防止或抑制再狭窄。

Description

夺取祖内皮细胞的药物洗脱可移植的医疗设备

本申请是名称为“夺取祖内皮细胞的药物洗脱可移植的医疗设备”、国际申请日为2006年11月15日、2008年5月15日进入中国国家阶段的申请号为200680042717.6的发明专利申请的分案申请。 

相关申请的交叉引用 

本申请要求以下优先权：美国临时申请60/736,920(申请日为2005年11月15日)；美国临时申请60/822,451(2006年8月15日)；美国临时申请60/822,465(2006年8月15日)和美国临时申请60/822,471(2006年8月15日)。全部这些申请的公开内容在这里以其全部内容引入作为参考。 

发明背景 

本发明涉及在身体内用于移植入血管(vessel)或腔结构的医疗设备。更具体地说，本发明涉及支架和合成移植物，其具有涂层，包括受控-释放的基质，它包括具有用于直接输送至周围组织的医药物质或药物的药物组合物，和用于夺取体内靶细胞的配体。涂层中的药物组合物可以包括一种或多种对特定的细胞或组织具有相似或不同作用的药物，例如，抑制平滑肌细胞迁移和增殖；和/或在治疗疾病如再狭窄、动脉粥样硬化和腔内再造疗法中刺激和保持阳性血管重塑。 

动脉粥样硬化是世界上造成死亡和伤残的主要原因之一。动脉粥样硬化包括在动脉的腔表面上脂肪块的沉积。脂肪块在动脉的腔表面上的沉积导致动脉的横截面积变窄。最终，这种沉积阻断了血液流向损伤远端，引起该动脉供给的组织的缺血性损害。 

冠状动脉提供血液给心脏。冠状动脉粥样硬化(CAD)是美国最常见的、严重的、威胁生命的慢性疾病，影响一千一百多万人。冠状动脉粥样硬化造成的社会和经济损失远远超过大多数其它疾病。冠状动脉腔变得狭窄导致心肌破坏，引起心绞痛，继而引起心肌梗塞，最终导致死亡。在美国，心肌梗塞每年超过150万。这些患者中有60万是急性心肌梗塞，其中30万以上的病人在到达医院以前就已经死亡。(Harrison内科原理Harrison’s Principle sof Internal Medicine，第14版，1998)。 

可用经皮穿刺冠状动脉气囊血管成形术(PTCA)来治疗CAD。在美国，每年进行400,000个PTCA手术。在PTCA中，将一个气囊导管插入到外周动脉中，并通过动脉系统进入到阻塞的冠状动脉。然后，使气囊膨胀，拉伸动脉，把造成阻塞的脂肪块弄平，从而增加受损动脉的横截面使血流通过。这种治疗使受影响的冠状动脉张开，但这种张开往往不是永久性的。经PTCA治疗的患者多达50％需要在6个月内进行重复治疗以纠正冠状动脉的再次变窄。在医学上，经PTCA治疗后动脉的再次变窄称为再狭窄。 

再狭窄可以包括血管的再缠绕(recoil)和皱缩。血管再缠绕和皱缩之后，接着是由于对PTCA所知动脉损伤反应而造成的中层(medial)平滑肌细胞的增生，这引起血管的内腔直径变窄并且由此引起减少的血液流向损伤远端。在血管损伤反应中，血管膜中层平滑肌细胞和外层成纤维细胞发生表型变化，导致金属蛋白酶分泌到周围的基质中，管腔迁移、增生和蛋白质的分泌。很多其它炎性因子包括血栓烷A2、血小板衍生生长因子(PDGF)和成纤维细胞生长因子(FGF)(Francki等Am.J.Pathol.1995Nov.；147(5)：1372-82；Raines E.W.Cytokine Growth Factor Rev.2004年8月；15(4)：237-254)也分泌到损伤区域。已采用了很多不同的技术来克服再狭窄的问题，包括用各种药物来治疗患者，或者用支架来机械性地保持动脉张开。(Harrison内科原理，第14版，1998)。最初尝试的靶向于平滑肌细胞增殖的预防性治疗被证明是无效的。很明显，有效的治疗必须靶 向再狭窄过程中更早期的变化，所以后来的治疗方法致力于用基因疗法来抑制细胞调控途径。不幸的是，这些疗法中都没有显示出可预防再狭窄的前景。分子技术的失败使人们对常规的药物治疗方法重新发生了兴趣。 

在各种用于克服血管的阴性重塑如再狭窄的方法中，支架被证明是最有效的。支架是管状架子，一般由金属或聚合物制成，置于患病血管区段中，用于重建正常的血管腔。将支架置于受影响的动脉区段中防止了再缠绕和随后的降低通过动脉的血流。支架还可防止沿动脉中层对动脉局部切割。相对于单用PTCA，支架保持了更大的管腔，因此减少再狭窄可达30％。虽然利用支架治疗取得了成功，但其并没有完全消除再狭窄。(Suryapranata等，1998.Randomized comparison of coronary stenting with balloon angioplasty in selected patients with acute myocardial infarction.Circulation97：2502-2502)。 

除冠状动脉之外，其它血管也可发生动脉变窄，包括颈动脉、主动脉骼动脉、腹股沟下动脉、远侧股深动脉(distal profund afemoris)、远侧胭动脉、胫(tibial)动脉、锁骨下动脉和肠系膜动脉。外周动脉粥样硬化症(PAD)的患病率取决于受累及的具体解剖学部位以及诊断阻塞的标准。传统上，医师采用间断性跛脚测验来确定是否患有PAD。然而，该检测可能大大低估了该疾病在人群中的实际发病率。PAD的发病率似乎随着年龄而变化，在老年个体中发病率上升。此外，PAD患者的脑血管疾病患病率升高。 

可用经皮穿刺动脉腔气囊血管成形术(PTA)来治疗PAD。支架和PTA联用降低了再狭窄的发病率。然而，用医疗设备例如支架进行手术后所获得的结果不如用标准的血管再造手术方法(即，采用静脉或假体分流材料方法)所获得的结果。(外科学原理，Schwartz等主编，第20章，动脉疾病，第7版，Mc Graw-Hill Health Professions Division，New York1999)。 

优选地，用分流方法治疗PAD，该方法中用移植物对动脉 的阻塞区段进行分流。(外科学原理，schwartz等主编，第20章，动脉疾病，第7版，McGraw-Hill Health Professions Division，New York1999)。移植物可由自体静脉段如隐静脉，或用聚酯、聚四氟乙烯(PTFE)或膨胀型聚四氟乙烯(ePTFE)等制成的合成移植物组成。手术后的血管开放率取决于很多不同的因素，包括分流移植物的管腔尺寸、移植物所采用的合成材料类型和血液流出位点。然而，虽然采用了分流移植物进行治疗，再狭窄和血栓仍然是严重问题。例如，用ePTFE分流移植物进行腹股沟下动脉分流术3年时，对于股-胭分流的开放率是54％，而对于股-胫分流的开放率只有12％。因此，为了进一步降低CAD和PAD的发病率和死亡率，非常需要改进支架和合成分流移植物的性能。 

对于支架，己采用的改善的方法是用各种抗血栓形成或抗再狭窄的药物涂覆支架以减少血栓形成和再狭窄。例如，用放射性材料浸渍支架似乎可以通过抑制肌纤维母细胞的迁移和增殖来抑制再狭窄。(美国专利5,059,166，5,199,939和5,302,168)。经处理的血管进行照射会引起医师和患者对安全的担忧。此外，照射对受影响血管的治疗可能不均匀。 

采用的另一种方法是用化学药物如肝素或磷酸胆碱涂覆支架，这两种物质似乎都能减少血栓形成和再狭窄。虽然肝素和磷酸胆碱在动物模型内短期显著减少再狭窄，但用这些药物进行治疗对于防止再狭窄看来没有长期效果。此外，肝素可引发血小板减少症，导致严重的血栓栓塞并发症如中风。因此，实践中用充分的治疗有效量的肝素或磷酸胆碱涂覆支架来治疗再狭窄是不可行的。 

已用各种方法处理合成的移植物来降低手术后的再狭窄和血栓。(Bos等，1998.小直径血管移植物假体：当前状态.Archives Physio.Biochem.106：100-115)。例如，已报道聚氨酯复合物如经过网筛的(meshed)聚碳酸氨基甲酸乙酯(polycarbonate urethane)与ePTFE移植物相比可减少再狭窄。已用放射频率的辉光放电法将聚对苯二甲酸酯(polyterephalate)加到ePTFE移植物上使其表面改性。 也已经用生物分子如胶原浸渍合成的移植物。 

动脉壁不是硬管，而是能够根据血液动力学、机械性和生物化学刺激重塑的器官。众所周知血管扩大而容纳更大的流量到下游由它们供给的器官。这个过程的实例是在自然生成期间或者在心脏左心室肥厚中的冠状血管的增大。通过组织学观察激发了对于这种现象的关注：血管的径向增大(向外或阳性重塑)可以补偿动脉粥样硬化斑块的累进式生长，由此延缓了限速狭窄的发展(Armstrong等Arteriosclerosis5：336-346，1985和Glagov等N.Eng.J.Med.316：1371-75，1987)。这些病理检查所见随后得到体内血管内超声(IVUS)研究的支持，其显示在粥样斑存在下向外重塑的普遍存在以及这种向外重塑如何可以从血管造影探测中隐藏相当大的斑块(Hermiller等Am.J.Cardiol.71：665-668，1993和Alfonso等Am.Heart J.127：536-544，1994)。 

虽然大多数动脉粥样硬化部分显示一些补偿性增大，通常不适于完全保持腔尺寸，并且一些血管在损伤位点处可逆理地收缩(向内或者阴性重塑)，这加重而不是补偿了腔损失(Nishioka等.J.Am.Coll.Cardiol.27：1571-1576，1996和Pasterkamp等Circulation91：1444-1449)。这类收缩重塑报道称发生在24％-42％的冠状动脉的犯罪损伤中。(Smits等Heart82：461-464，1999和von Birgelen等J.Am.Coll.Cardiol..37：1864-1870，2001)。阴性重塑的临床重要性由于以下观测而被突出：腔狭窄与重塑的方向和大小更密切相关，相比于斑块尺寸来说(Pasterkamp等Circulation91：1444-1449，1995和Pasterkamp等Arterioscl.Thromb.Vasc.Biol.17：3057-3063，1997)。 

在正常的动脉中，重塑是内环境稳定性反应，从而改变流速和圆周拉伸从而分别地恢复垂直剪切应力和墙张力(Langille Can.J.Physiol.Pharmacol.74：834-841，1996)。通过管道动脉的高流速需要诱导向外重塑。这在Tronc等的文章(Arterioscler.Thromb.Vast.Biol.16：1256-1262，1996)中举例说明了其中使用动静脉(a-v)旁路， 手术时提高了通过通常的颈动脉的血流速。此外还表明发生向外重塑，以响应在冠状动脉中流速的增加——来自动脉粥样硬化的猴子(Kramsch等N.Engl.J.Med.305：1483-1489，1981)。 

响应于流速提高的向外重塑看来主要取决于氧化氮和基质金属蛋白酶的剪切力-响应的内皮生产(MMPs；Tronc.等同上和Abbruzzese等Surgery124：328-334，1998)。拉伸对重塑的影响是不太清楚的。大部分剪切力-敏感的重塑的介体也是拉伸响应的，拉伸和剪切信号之间的显著的相互作用看来存在(Lehoux等Hypertension32：338-345，1998)。血管弹性看来是静态血管尺寸的主要决定因素，最近的数据表明在患病的动脉部分处，细胞弹性蛋白的产生的变化还可能涉及重塑(Di Stefano等J.Vasc.Res.35：1-7，1998)。 

来自动物和人研究的数据表明阴性重塑和再狭窄可由于低流速而加重(Krams等Semin.Intervent.Cardiol.3：39-44，1998和Serruys等Circulation96：3369-3377，1997).在低流速状态中，促有丝分裂生长因子和成纤维生长因子如血小板源生长因子和转化生长因子-β的加重产生，看来介导了向内(阴性)重塑，因为提高了平滑肌细胞增殖和胶原沉积和交联，而金属蛋白酶诱导有助于重组血管结构(Mondy等Cir.Res.81：320-327，1997和Bassiouny等Circulation98：157-163，1998). 

心脏危险因素的存在影响重塑过程。例如，不充分的阳性重塑和阴性重塑在使用胰岛素的糖尿病患者中较不使用胰岛素的糖尿病患者中更常见，在吸烟人中较不吸烟人中更常见。(Komowski等Am.J.Cardiol.81：1298-1304，1998和Tauht等Am.J.Cardiol.80：1352-1355，1997)。逆理地，在具有高胆固醇血症的患者中，阴性重塑是较不频繁的。(Tauth等，见上)。 

移植血管病变，移植物断裂和在心脏移植后死亡的最常见原因，特征为扩散血管造影变窄，这往往不适于再血管化。近来，变得明显的是，除累进内膜变厚外，阴性或不足的阳性重塑在移植心脏中是常见的，其对于腔损失的影响的重要性随移植时间而增加 (Lim等Cirulation95：885-859，1997)除了扩散内皮病症外，响应于血液动力学刺激的一些重塑看来是持续的(Allen-Auerbach et al.J.Heart Lung Transplant18：211-219，1999)。在成人中，阳性重塑对于动脉生成也是关键的。动脉生成是指形成成熟小动脉或者动脉，由平滑肌细胞排列。形成或者补充侧副血管是动脉生成的实例。虽然血管生成(从现有血管中的管道的萌芽)高度受氧损失或者氧不足的激发，有证据证明通过支流血管提高血流速是引发动脉生成的重要的血液动力学刺激。各种的实验研究假设通过局部输注某些细胞活素增加剪切速率，或通过动脉结扎，作为动脉生成的刺激(Arras等J.Clin.Investi.101：40-50，1998；Egginton等Cardiovasc.Res.49：634-646，2001；Scholz等Virchows Arch.436：257-270，2000和Van Royen等J.Nucl.Cardiol.8：687-693，2001)。 

衬垫血管的内皮细胞(EC)层是正常血管壁的一个重要组成，提供了血流与血管壁周围组织的一个界面。内皮细胞还参与生理活动，例如血管发生、炎症和防止血栓。(Rodgers GM.FASEB J.1998；2：116-123.)。除了组成脉管系统的内皮细胞之外，现在研究发现EC和内皮祖细胞在其产生后(postnatally)也在外周血中循环(Asahara T，等，Science1997；275：964-7；YinAH，等，Blood1997，90：5002-5012；ShiQ，等，Blood1998；92：362-367；Gehling UM，等，Blood2000；95：3106-3112；LinY，等，J Clin Invest2000；105：71-77)。据信，内皮祖细胞可迁移到循环系统内皮层有损伤(包括外伤和局部缺血损伤)的区域中，Takahashi T，等，NatMed1999；5：434-438)。在正常的成年人中，外周血中内皮祖细胞的浓度是3-10细胞/mm³(Takahashi T，等，Nat Med1999；5：434-438；KalkaC，等，Ann Thorac Surg.)。现已证明，血管对损伤反应的各阶段都受肉皮组织的影响(如果不是控制的话)。据信，在受损伤的血管内皮区段上快速重建有功能的内皮层可能有助于防止这些可能的严重的并发症，此内皮层可提供阻隔循环血细胞因子的屏障、防止血栓的不良作用以及通过内皮细胞产生的物质保护下层平滑肌细胞。 (VanBelle等，1997.支架内皮化，Circulation95：438-448；Bos等，1998.小直径血管移植物假体：当前状态.Archives Physio.Biochem.106：100-115)。 

已通过在支架移植入后局部递送血管肉皮生长因子(VEGF，一种内皮细胞促细胞分裂剂)来促使内皮细胞在支架表面上生长(VanBelle等，1997.支架内皮化.Circulation95：438-448.)。虽然在受损伤位点施用VEGF(一种重组蛋白质生长因子)的盐水溶液可诱导所需的作用，但VEGF是在支架移植后用通道气囊导管递送到受损位点的。这种技术不是很令人满意，因为已证明单剂递送的效力是很低的并且产生的效果不一致。因此，这种方法不是每一次都能很精确地重复。 

也已用内皮细胞接种合成的移植物，但内皮接种的临床效果一般较差，即手术后管腔开放率低(Lio等，1998.New concepts and Materialsin Microvascular Grafting：Prosthetic Graft Endothelial Cell Seeding and Gene Therapy.Microsurgery18：263-256)，很可能是因为细胞对移植物无粘附性能和/或因离体操作而丧失了EC功能。 

因此，内皮细胞生长因子和原位环境条件对于调节血管损伤位点肉皮细胞的粘附、生长和分化非常重要。因此，对于再狭窄和其它血管疾病而言，需要开发用于涂覆医疗设备包括支架和合成移植物的新方法和组合物，来促进和加速功能性内皮组织在移植设备表面的形成，从而在目标血管区段上或移植的官腔上形成汇合的EC单层，由此抑制新生内膜肥大。 

全身性的药物给药以防止疾病如再狭窄是没有效果的，因为疾病的性质，所用药物的性能，例如药物溶解性，药物的体内稳定性，药物的生物利用率等等。当全身给药时，药物通过循环血液输送并且分配到身体各区域中，包括正常组织。在患病位点处，首先药物浓度是低的，并且是无效的，这往往增加了毒性水平，而在非患病的区域，药物的存在引起不希望有的副作用。在某些情况中，在给药之后在它们到达目标位点之前，药物易受到代谢降解的影响。 因此，药物剂量通常被增加以获得药理学功效和延长持续时间，这导致对正常组织的全身性负担的加重，并且给患者的成本带来负担。在其它情况中，一些强效药的治疗潜能不能实现，由于其有毒的副作用。 

局部给药赋形剂如药物洗脱支架(DES)已经被开发。参见US6,273,913、US6,258,121和US6,231,600。然而，现有技术的药物洗脱支架受到许多因素的限制，如，药物类型，待释放的药物量，和释放药物所需的时间量。关于药物洗脱支架其它需要考虑的因素是药物与其它支架涂层组分的相互作用，如聚合物基质，单独的药物性能包括疏水性，分子量，完整性和灭菌后的活性，以及给药的功效和所用药物的毒性。相对于药物洗脱支架的聚合物基质，必须考虑的是聚合物类型，聚合物比值，药物负载能力，和聚合物的生物适应性以及药物-聚合物相容性如药物动力学。 

另外，药物洗脱支架中的药物剂量是预负载的，并且根据个体条件和需要的药物剂量的调整不能准确地获得。关于药物释放时间，药物洗脱支架当移植时即刻开始释放药物，理想的实时释放不能被实现。 

美国专利5,288,711、5,563,146、5,516,781和5,646,160公开了一种单用雷帕霉素或与霉酚酸联用治疗过度增殖性血管疾病的方法。用各种方法将雷帕霉素给予患者，包括口服、胃肠外、血管内、鼻内、支气管内、透皮、经直肠等。这些专利还公开了可用血管支架将雷帕霉素提供给患者，其中血管支架单用雷帕霉素或雷帕霉素与肝素或霉醋酸联合浸渍。这些专利中，浸渍的支架所碰到的问题之一是药物在接触组织之后立即释放，但不能维持防止再狭窄所需的时间。 

欧洲专利申请EP0950386公开了一种局部递送雷帕霉素的支架，其中雷帕霉素直接从支架体的微孔递送到组织中，或者雷帕霉素与施加到支架上的聚合物涂层混合或结合。欧洲专利申请EP0950386还公开了聚合物涂层由完全不可吸收的聚合物如聚二甲 基硅氧烷、聚(乙烯-乙酸乙烯酯)、基于丙烯酸酯的聚合物或共聚物等组成。因为这些聚合物是完全不可吸收的，药物递送到组织后，聚合物仍留在移植位点，这可以刺激炎症响应。然而，已经知道留在邻近组织的大量不可吸收的聚合物自身可诱发炎症反应，此后在移植位点复发再狭窄。 

因此，美国专利5,997,517公开了一种用丙烯酸、环氧、乙酸醛、乙烯共聚物、乙烯聚合物和含有反应性基团的聚合物的粘附性结合厚涂层涂覆的医疗设备。该专利中公开的聚合物也是不可吸收的，应用于可移植的医疗设备时也类似地引发如上所述EP0950386所引起的副作用。 

增加动脉的周边(向外或阳性重塑)可以部分或完全补偿由动脉粥样硬化斑块的形成或动脉损伤后内膜增生所引起的腔的消化(encroachment)。然而，动脉壁还可响应收缩性(阴性)重塑，由此加重腔变窄的响应。已经认识到动脉尺寸和斑块面积的几何变化可以同样地有助于在动脉粥样硬化疾病中的腔变窄。目前用于治疗CAD或再狭窄的侵略性策略集中于减小动脉粥样硬化或新内膜的负担或血管旁路并且忽视了重塑过程。在许多情况中，这些标准方法是不可行的，由于疾病过程的严重程度或范围。据估计经历冠状血管造影的5-20％的患者具有扩散的近端(proximal)和远端(distal)的冠心病，其不适于常规的再血管化技术。 

如上所述，在较长的时间内，上述方法之一显著降低了血栓形成或者再狭窄的发生率。近年来并且在某些情况下，研究已经表明药物洗脱支架以及裸金属支架(稍微次之)在其被植入患者数年后与致命的血栓形成有关。另外，现有技术医疗设备的涂层已经显示出在设备移植时的开裂问题。因此，一直感觉需要开发一种有效的用于在血管损伤位点处重建功能性内皮的系统和局部药物输送系统，以便克服目前可获得的技术的限制。 

发明内容

本发明提供了一种医疗设备，其用于移植到具有腔的血管或器官的腔中，所述设备提供了一种生物相容性系统，用于以安全和受控的方式局部输送治疗剂，并且另外诱发在损害位点处的功能性内皮的形成，由此刺激阳性血管重塑。 

可移植的医疗设备包括涂层，其包括生物相容性基质，它可由用于将药物物质长期(extended)或受控输送到相邻组织的组合物制成。医疗设备上的涂层进一步包括一种或多种配体，其用于夺取在其腔表面上的靶细胞，例如，天然/正常或遗传改性的靶细胞，它们本质上(constitutively)分泌期望的药物物质或者当受刺激时这样做。例如，循环的祖内皮细胞可以是靶细胞，由于血管损害，它们可以被夺取或固定在所述设备的腔或血液接触表面以便在设备移植的位点处恢复、提高或促进功能性内皮的形成。 

在一个实施方案中，医疗设备包括例如支架、合成的血管移植物或导管，其具有适合于引入患者的结构。例如，在其中医疗设备是支架或移植物的实施方案中，该设备可操作配置以便具有腔或血液接触表面和外或近腔表面，当被插入患者中时适合于接触相邻组织。 

本发明的医疗设备可以是任何可移植入患者的设备。例如，在一个实施方案中，所述设备用于插入血管或中空器官的腔中，例如支架、支架移植物、心脏瓣膜、导管、血管假体过滤器(vascular prosthetic filters)、人造心脏、外部和内部左心室辅助设备(LVAD)和合成的血管移植物，用于治疗疾病如癌症，血管疾病，包括再狭窄、动脉粥样硬化、血栓形成、血管阻塞或这些设备所另外覆盖的任何其它应用。 

本发明的医疗设备可以是用于移植入器官或身体部分(包括腔在内)的任何设备，可以是，但不限于，支架、支架移植物、合成的血管移植物、心脏瓣膜、导管(catheter)、血管假体过滤器(vascular prosthetic filter)、起搏器、起搏器导线、除颤器、卵圆孔未闭(PFO)隔膜闭合设备(septal ciosure device)、血管夹(vascular clip)、血管动脉 瘤闭合器(vascular aneurysm occluder)、血渗析移植物(hemodialysis graft)、血渗析导管(hemodialysis catheter)、房室旁路、主动脉瘤移植物设备或组件(aortic aneurysm graft device or components)、静脉瓣膜(venous valve)、传感器、缝合线(suture)、血管吻合夹(vascular anastomosis clip)、留置静脉或动脉插管(indwelling venous or arterial catheter)、血管鞘(vascular sheath)和给药口(drug delivery port)。医疗设备可以由许多材料制成，这取决于设备。例如，本发明的支架可以由不锈钢、镍钛金属互化物(Nitinol，NiTi)或铬合金和生物可降解的材料制成。合成的血管移植物可以由以下制成：交联的PVA水凝胶，聚四氟乙烯(PTFE)，膨胀聚四氟乙烯(ePTFE)，多孔的高密度聚乙烯(HDPE)，聚氨酯和聚对苯二甲酸乙二醇酯，或生物可降解的材料如聚交酯(polylactide)聚合物和聚乙交酯(polyglycolide)聚合物或其共聚物。 

在一个实施方案中，医疗设备包括涂层，其包括基质，所述基质包括无毒性的、生物相容性的、生物可消化的(bioerodible)和生物可降解的合成材料。所述涂层可以进一步包括一种或多种药物物质或药物组合物，其用于输送至邻近于移植位点的组织，和一种或多种配体，如肽、小和/或大分子和/或抗体或其组合，其用于将祖内皮细胞夺取和固定在医疗设备的血液接触表面上。 

在一个实施方案中，可移植的医疗设备包括支架。支架可以选自本领域可得的无涂层的支架。根据一个实施方案，该支架是包括美国临时专利申请09/094,402所述的管形构件的可膨胀的管腔内的内植假体(endoprosthesis)，该专利相应公开内容引入本文作为参考。在另一个实施方案中，该支架由生物可降解材料制成。 

在一个实施方案中，受控释放基质可以包括各种类型和来源的一种或多种聚合物和/或低聚物，包括，天然或合成聚合物，其是生物相容性的、生物可降解的、生物可吸收的和可用于受控释放药物的。例如，在一个实施方案中，天然存在的聚合物材料可包括蛋白质如胶原、纤维蛋白、弹性蛋白原、弹性蛋白、交联的弹性蛋 白原、胞外基质组分，或其它生物制剂或其混合物。在本发明的这种实施方案中，天然存在的材料可以由载体如质粒载体所携带的外源(exogenous)基因通过基因工程技术所制成并且设计加工(engineer)到宿主如细菌中。在这种实施方案中，期望的聚合物蛋白质如弹性蛋白原和弹性蛋白可以被生产并且分离以便用于基质中。在另外的实施方案中，天然存在的聚合物基质可以通过已知的方法从天然源头中提纯或者它们可以通过蛋白质聚合物的化学合成而获得。在某些实施方案中，天然存在的材料可以是化学改性的或者合成的，例如，通过交联材料如蛋白质，或者通过甲基化作用、磷酸化作用等等。在另一实施方案中，基质可以包括剥裸的血管或血管架和/或其组分。 

在一个实施方案中，基质可以包括合成材料，其可以包括聚酯如聚乳酸、聚乙醇酸或共聚物和/或其组合，聚酐，聚己内酯，聚羟基丁酸酯戊酸酯和其它可生物降解的聚合物，或其混合物或共聚物。在这种实施方案中，基质包括聚(丙交酯(lactide)-co-乙交酯(glycolide))作为用于涂布医疗设备的基质聚合物。在这种实施方案中，聚(丙交酯-co-乙交酯)组合物包括聚-DL-co-乙交酯中的至少一种聚合物或其共聚物或混合物，并且其与药物物质混合在一起从而被输送到组织。然后，将涂层组合物用标准技术如喷雾、浸渍和/或化学气相法施加到所述设备的表面。或者，分离一层或多层的药物物质，能够以单层形式施加聚(丙交酯-co-乙交酯)(PGLA)溶液。 

在另一实施方案中，涂层组合物进一步包括药用可接受的聚合物和/或药用可接受的载体，例如，非吸收性聚合物，如乙烯-乙酸乙烯(EVAC)和异丁烯酸甲酯(MMA)。非吸收性聚合物，例如，通过提高组合物的分子量，由此延缓或减慢药物物质的释放速率，可以有助于进一步控制物质的释放。 

在某些实施方案中，聚合物材料或各种聚合物的混合物能够以与药物物质的组合物的形式一起施加在医疗设备的表面上并且可以包括单层。可以施加多层组合物而形成涂层。在另一实施方案 中，多层聚合物材料或其混合物可以施加在药物物质层之间。例如，所述层可以顺序施加，其中第一层与设备的无涂层的表面直接接触，第二层包括药物物质并且具有一个与第一层接触的表面和与第三层聚合物接触的相对表面，而所述第三层聚合物与周围组织接触。聚合物材料和药物组合物的附加层能够被添加，根据需要而定，交替各个组分或其组分的混合物。 

在另一实施方案中，基质可以包括非聚合物材料如纳米颗粒，其是例如由金属合金或其它材料形成的。在这种实施方案中，医疗设备上的涂层可以是多孔的并且药物物质可以罗网(trap)于颗粒之内(with)和之间(between)。在这种实施方案中，可以改变颗粒的尺寸以控制到罗网于颗粒中的药物物质的释放速率，取决于患者的需要。在一个实施方案中，药物组合物可以是缓慢/受控释放的药物组合物。 

或者，药物物质能够以多层组合物的形式施加并且各个层可以包括聚合物材料所围绕的一种或多种药物。在这种实施方案中，药物物质的多层可以包括药物组合物，其包括多层的单一药物；各层中的一种或多种药物，和/或所施加的交互层中的不同药物组合物。在一个实施方案中，包括药物物质的层可以通过聚合物材料层而彼此隔开。在另一实施方案中，药物组合物的层可以被提供给设备以便在移植后立即释放药物物质。 

在一个实施方案中，药物物质或组合物可以包括一种或多种药物或物质，其可以在移植位点处抑制平滑肌细胞迁移和增殖，可以促进内皮细胞生长和分化，和/或可以在移植医疗设备之后抑制再狭窄。另外，在医疗设备的腔表面上夺取祖内皮细胞促进了在损伤位点处形成功能性内皮。 

可引入基质中的化合物或药物组合物的实例，包括但不局限于，前列腺环素，前列腺环素类似物，α-CGRP，α-CGRP类似物或α-CGRP受体激动剂；哌唑嗪(prazosin)；单核细胞趋化蛋白-1(MCP-1)；免疫抑制剂药物如雷帕霉素(rapamycin)，抑制平滑肌细 胞迁移和/或增殖的药物，抗血栓形成药物如凝血酶抑制剂，免疫调节剂如血小板因子4和CXC-趋化因子；CX3CR1受体族抑制剂；消炎药物，类固醇如双氢表雄甾酮(DHEA)，睾酮，雌激素如17β-雌二醇；他汀类药物如辛伐他汀和氟伐他汀；PPAR-α配体如非诺贝特及其他降低脂质的药物，PPAR-δ和PPAR-γ激动剂如rosglitazone；核转录因子如NF-κβ，胶原合成抑制剂，血管扩张剂如乙酰胆碱，腺苷，5-羟色胺或血清素(serotonin)，P物质，肾上腺髓质素(adrenomedulin)，诱发内皮细胞生长和分化的生长因子如碱性成纤维细胞生长因子(bFGF)，血小板衍生生长因子(PDGF)，内皮细胞生长因子(EGF)，血管内皮细胞生长因子(VEGF)；蛋白质酪氨酸激酶抑制剂如米哚妥林和伊马替尼或任何抗血管病(angionesis)抑制剂化合物；抑制成熟白细胞粘附的肽或抗体，抗生素/抗微生物剂，和其他的物质如速激肽，神经激肽或sialokinins，速激肽NK受体激动剂；PDGF受体抑制剂如MLN-518和其衍生物，丁酸和丁酸衍生物葛根素，纤连蛋白，红细胞生成素，darbepotin，丝氨酸蛋白酶-1(SERP-1)等。上述的化合物和药物物质可以单独地或者以组合和/或其混合物的形式施加到设备上的涂层。 

在一个实施方案中，可移植的医疗设备可以包括涂层，该涂层包括在含所述药物物质的所述一层或多层基质之间的一或多阻挡层。在这种实施方案中，阻挡层可包括合适的生物可降解的材料，包括但不限于合适的可生物降解的聚合物，其包括：聚酯如PLA，PGA，PLGA，PPF，PCL，PCC，TMC和任何这些的共聚物；多元羧酸，聚酐(包括马来酐聚合物)；聚原酸酯(polyorthoesters)；多氨基酸；聚氧化乙烯；聚磷腈(polyphosphazenes)；聚乳酸，聚乙醇酸和其共聚物和混合物如聚(L-乳酸)(PLLA)，聚(D，L，-丙交酯)，聚(乳酸-co-羟基乙酸)，50/50(DL-丙交酯-co-乙交酯)；聚对二氧环己酮(polydioxanone)；聚富马酸二羟丙酯(polypropylene fumarate)；聚缩酚酸肽(polydepsipeptides)；聚己内酯和其共聚物和混合物如聚(D，L-丙交酯-co-己内酯)和聚己内酯-co-丙烯酸丁酯；聚羟基丁酸酯戊酸酯 和共混物；聚碳酸酯如源自酪氨酸的聚碳酸酯和芳基化物，聚亚氨基碳酸酯(polyiminocarbonate)，和聚二甲基三甲基-碳酸酯(polydimethyltrimethyl-carbonate)；氰基丙烯酸酯；磷酸钙；聚葡糖胺多糖(polyglycosaminoglycan)；高分子如多糖(包括透明质酸；纤维素，和羟丙基甲基纤维素；明胶；淀粉；右旋糖酐；藻酸盐和其衍生物)，蛋白质和多肽；和任何上述的混合物和共聚物。可生物降解的聚合物还可以是表面可消化的(erodible)聚合物如聚羟基丁酸酯和其共聚物，聚己内酯，聚酐(结晶和无定形两者)，马来酐共聚物和磷酸锌钙。设备上的涂层可以具有的阻挡层的数目取决于所需治疗的量，如由患者所需疗法规定的。例如，治疗处理时间越长，在一段时间内所需的治疗物质越多，阻挡层越多，以便以适时(timely)方式提供药物物质。 

在一个实施方案中，配体被施加到医疗设备的血液接触表面，配体特异性地识别和结合循环血液中靶细胞表面上的期望组分或表位。在一个实施方案中，配体特异性地被设计以便通过在遗传改变的细胞的细胞膜上仅仅识别遗传设计的标记分子而仅仅识别和结合遗传改变的哺乳动物细胞。靶细胞的结合将细胞固定在设备的表面上。 

在另外的实施方案中，选择用于结合遗传改变的细胞的医疗设备表面上的配体，这取决于基因工程细胞膜标记分子。也就是说，配体仅仅结合到细胞膜标记分子或抗原，后者是由染色体外的遗传物质通过细胞表达的，所述染色体外的遗传物质被提供给细胞以便仅仅遗传改性的细胞可以被医疗设备表面上的配体所识别。如此，仅仅遗传改性的细胞可以结合到医疗设备的表面。例如，如果哺乳动物细胞是内皮细胞，配体可以是抗体、抗体片段或其组合中的至少一种类型；相对于靶细胞表面上的特定的靶表位或标记分子，特异性地培养(raise)抗体。在本发明的这一方面，抗体可以是单克隆抗体、多克隆抗体、嵌合抗体或人源化抗体，通过与表面标记分子相互作用，其识别并且仅仅结合到遗传改变的内皮细胞，由此调节 细胞对医疗设备表面上的粘附。本发明的抗体或抗体片段可共价或非共价附着于基质表面，或通过连接基团分子共价链接(tethered)于涂布医疗设备的基质的最外层。在这种实施方案中，例如，单克隆抗体还可包括Fab或F(ab′)₂片段。本发明的抗体片段包括任何片段长度，如保留了抗体识别并结合靶抗原的特性的大分子和小分子。 

在另一实施方案中，本发明的抗体或抗体片段以对被治疗处理的哺乳动物的特异性识别并结合抗原，并且其特异性不依赖于细胞谱系。在一个实施方案中，例如，在治疗处理再狭窄中，其中细胞可以没有被遗传改性以便包含特定的细胞膜标记分子，抗体或片段对选择和结合循环祖内皮细胞表面抗原来说是特异性的，所述循环祖内皮细胞表面抗原例如是CD133，CD34，CD14，CDw90，CD117，HLA-DR，VEGFR-1，VEGFR-2，Muc-18(CD146)，CD130，干细胞抗原(Sca-1)，干细胞因子1(SCF/c-Kit配体)，Tie-2，MHC如H-2K^k和HLA-DR抗原。 

在另一实施方案中，医疗设备的涂层包括至少一层如上所述的生物相容性基质，所述基质包括外表面，用于附着治疗有效量的至少一种类型的天然或合成来源的小分子。小分子，例如在治疗处理再狭窄中的祖内皮细胞，对其进行识别并且与其相互作用，从而将所述细胞固定在设备表面上而形成内皮细胞层。小分子可以与用于治疗处理各种疾病的医疗设备一起使用并且可以获自各种来源，如细胞组分，如脂肪酸，蛋白质，核酸，糖等等，并且能够以与抗体相同的结果或作用，与祖内皮细胞表面上的抗原相互作用。在本发明的这一方面，医疗设备上的涂层可以进一步包括化合物，如生长因子，如本文中所述，连同涂层包括抗体或抗体片段。 

在另一实施方案中，医疗设备的涂层包括至少一层如上所述的生物相容性基质，所述基质包括腔表面，用于附着治疗有效量的至少一种类型的天然或合成来源的小分子。小分子识别靶细胞如祖内皮细胞表面上的抗原并与其相互作用而将祖肉皮细胞固定在设备表面上而形成内皮。小分子可以获自各种来源，如细胞组分，包 括脂肪酸，肽，蛋白质，核酸，糖等等，并且能够以与抗体相同的结果或作用，例如，与结构如祖内皮细胞表面上的抗原相互作用。 

在另一实施方案中，提供了一种治疗血管病如再狭窄和动脉粥样硬化的方法，包括对需要这种物质的患者局部给予药物物质。该方法包括将具有涂层的医疗设备移植到患者血管或中空器官中，所述涂层包含药物组合物，该药物组合物含有抑制平滑肌细胞迁移并由此抑制再狭窄的药物或物质，以及生物相容性的、生物可降解的、生物可消化的、无毒性的聚合物或非聚合物基质，其中药物组合物包含缓慢或受控释放的制剂以便延迟释放药物。医疗设备上的涂层还可包含配体，如抗体，用于夺取设备腔表面上的细胞如内皮细胞和/或祖细胞，以便形成功能性内皮。 

在另一实施方案中，提供了一种制造涂布的医疗设备或具有涂层的医疗设备的方法，该方法包括在医疗设备的表面上施加聚合物或非聚合物基质和含一种或多种药物的药物组合物，并且将配体施加到医疗设备，以便配体附着于设备的表面并且被设计为将分子结合到循环的天然或基因工程细胞的细胞膜上。在这种实施方案中，聚合物基质包括生物相容性的，生物可降解的，无毒性的聚合物基质如胶原，原胶原，弹性蛋白，弹性蛋白原，交联的弹性蛋白原，聚(丙交酯-co-乙交酯)共聚物，和一种或多种药物物质，其中在施加到医疗设备前，可以混合所述基质和所述(一或多种)物质。在这种实施方案中，将至少一种类型的配体施加到设备的表面，并且可以将其添加到设备之上或者设备的外表面上，其中所述药物/基质组合物与设备表面接触。所述方法备选地可以包括以下的步骤：施加至少一层的含一种或多种药物和药用可接受的载体的药物组合物，并且将至少一层的聚合物基质施加到医疗设备。 

在一个实施方案中，在有或者没有药物物质的情况下可以施加基质，并且配体可以独立地被施加到医疗设备，这通过使用标准技术的数个方法，如浸渍、喷雾或汽相沉积而实现。在另一实施方案中，在有或者没有药物物质的情况下，可以将聚合物基质施加 到所述设备。在本发明的这一方面，其中在没有药物的情况下施加聚合物基质，药物能够以基质层之间的层的形式被施加。在其它实施方案中，阻挡层被施加在含有药物物质的层之间。 

在一个实施方案中，该方法包括以多层的形式施加药物组合物，其中配体施加在医疗设备的最外层表面上，以便配体如抗体可以附着在设备的腔表面中。在一个实施方案中，涂布医疗设备的方法包括：向所述医疗设备的表面施加至少一层或多层的基质，一种或多种药物物质和基底膜组分；向所述医疗设备上的所述至少一层的所述组合物施加含至少一种类型的配体的溶液，其用于结合并固定遗传改性的靶细胞；和在低温在真空条件下干燥支架上的所述涂层。 

在另一实施方案中，所述涂层包括基质内的多组分药物组合物，例如包含用于延迟早期新内膜增生/平滑肌细胞迁移和增殖的快速释放药剂，和第二生物稳定(biostable)基质，其释放了用于保持血管不闭合的长效作用剂或阳性血管重塑剂，如内皮氧化氮合酶(eNOS)，氧化氮供体和衍生物如阿司匹林或其衍生物，产生氧化氮的水凝胶，PPAR激动剂如PPAR-α配体，组织纤溶酶原激活物，他汀类药物如阿托伐他汀，红细胞生成素，darbepotin，丝氨酸蛋白酶-1(SERP-1)和普伐他汀，类固醇，和/或抗生素。 

在另一实施方案中，提供了用于治疗患者疾病的治疗性、药物输送系统和方法。治疗性或药物输送系统包括具有涂层的医疗设备，所述涂层包括基质，其包括至少一种类型的配体，用于识别并结合靶细胞如祖内皮细胞或遗传改变的哺乳动物细胞和已经至少单独或二重-转染的遗传改变的哺乳动物细胞。 

在一个实施方案中，在本发明的医疗设备上的涂层包括生物相容性基质和至少一种类型的药物物质或配体，其特异性地对靶细胞如祖内皮细胞，如在预防或治疗再狭窄中，或者遗传改变的哺乳动物细胞，如在治疗血管重塑和癌症中，进行识别并将其结合到设备的表面上。 

另外，医疗设备的涂层可以任选地包括至少激活化合物，用于调节遗传改变的细胞的设计基因的表达和分泌。活化剂刺激化合物的实例包括但不限于化学部分，和肽，如生长因子。在实施方案中，当涂层包括至少一种化合物时，刺激性的活化剂分子或化合物可以起作用以便刺激细胞来表达和/或分泌用于治疗疾病的至少一种治疗性物质。 

在一个实施方案中，医疗设备上的涂层包括生物相容性基质，其包括外表面，用于附着治疗有效量的至少一种类型的配体，如抗体、抗体片段、或抗体和抗体片段的组合，或者至少一种类型的分子，用于结合在遗传改性的细胞的表面上的设计标记。本发明的抗体或抗体片段识别并结合细胞膜或靶细胞表面上的抗原或特定遗传设计的细胞表面标记，以便细胞被固定在设备表面上。在一个实施方案中，涂层可以任选地包括有效量的至少一种化合物，以便刺激固定的祖内皮细胞来促进成熟功能性内皮的形成，如果靶细胞是循环祖细胞的话，或者来刺激所结合的细胞以便表达和分泌所期望的基因产物，如果所述靶是医疗设备表面上的遗传改变的细胞。 

在一个实施方案中，本发明的涂层的化合物，例如在治疗再狭窄中，包括任何刺激或促进祖细胞生长并分化成成熟功能性内皮细胞的化合物。在另一实施方案中，所述化合物用于刺激遗传改性的细胞来表达和分泌所期望的基因产物。例如，用于本发明的化合物可以是生长因子如血管内皮细胞生长因子(VEGF)，碱性成纤维细胞生长因子，血小板-诱导的生长因子，转化生长因子β1，酸性成纤维细胞生长因子，骨连接素，血管形成素1(Ang-1)，血管形成素2(Ang-2)，胰岛素样生长因子，粒-巨噬细胞集落刺激因子，血小板衍生生长因子AA，血小板衍生生长因子BB，血小板衍生生长因子AB和内皮PAS蛋白质1。 

在另一实施方案中，例如当使用遗传改变的哺乳动物细胞时，可用于刺激细胞来表达和分泌遗传设计的基因产物的活性剂或化合物包括但不局限于雌激素，四环素及其他抗生素，tamoxiphen， 等等，并且可以通过各种给药途径提供给患者，例如通过皮肤经由贴片和皮下方式。 

本发明还提供了治疗各种疾病的方法，如血管病，癌症，血管重塑，严重的冠状动脉病，动脉粥样硬化，再狭窄，血栓形成，动脉瘤和血管阻塞。在一个实施方案中，提供了一种方法，其用于保持或密封医疗设备插入物到血管壁，如支架或合成的血管移植物，心脏瓣膜，腹主动脉瘤设备和其组件，和用于建立血管动态平衡，由此防止过度的内膜增生，如在再狭窄中的情况。在治疗动脉粥样硬化的本发明方法中，动脉可以是冠状动脉或者末梢动脉如股动脉。使用这些技术和医疗设备，也可以治疗静脉。 

相对于再狭窄的治疗，本发明还提供了用于诱导治愈响应的设计方法(engineered method)。在一个实施方案中，提供了一种方法，其用于在移植血管的靶损伤中在所移植设备的腔表面中快速诱导内皮融合层的形成，其中内皮细胞表达氧化氮合酶及其他抗炎因子和炎症-调节因子。本发明还提供了一种医疗设备，其提高了生物适应性，相比于现有技术设备来说，降低或抑制了基于组织的过度内膜增生和再狭窄，这是通过在医疗设备移植位点处沿内腔表面降低或抑制平滑肌细胞迁移，平滑肌细胞分化和胶原沉积而实现的。 

在一种实施方案中，用于涂布医疗设备的方法包括以下的步骤：将至少一层的生物相容性基质施加到医疗设备的表面，其中所述生物相容性基质包括至少一种选自聚氨酯，链段(segmented)聚氨酯-脲/肝素，聚-L-乳酸，纤维素酯，聚乙二醇，聚乙酸乙烯酯，右旋糖酐，明胶，胶原，弹性蛋白，弹性蛋白原，层粘连蛋白，纤连蛋白，玻璃粘连蛋白，肝素，纤维蛋白，纤维素和碳和富勒烯的组分，并且同时地或顺序地向所述生物相容性基质施加治疗有效量的至少一种类型的抗体，抗体片段或其组合，和至少一种刺激内皮细胞生长和分化的化合物。 

本发明进一步提供一种用于治疗哺乳动物中的血管病的方法，所述方法包括将医疗设备移植到哺乳动物的血管或管状器官 的腔中，其中所述医疗设备涂布有(a)生物相容性基质，(b)治疗有效量的至少一种类型的抗体，抗体片段或其组合，和(c)至少一种化合物；其中抗体或抗体片段识别并结合祖肉皮细胞表面上的抗原，以便将祖内皮细胞固定在基质表面上，并且所述化合物用于刺激被固定的祖内皮细胞以便在医疗设备的表面上形成内皮。 

在一个实施方案中，还提供了用于治疗患者中的疾病的治疗性/药物输送系统。所述治疗性或药物输送系统包括遗传改变的哺乳动物细胞，其包括编码遗传设计的细胞膜标记的外源核酸和至少一种治疗性基因产物，和用于移植入患者的医疗设备。在一个实施方案中，所述遗传设计的细胞在体外用合适的转染载体进行转染，所述合适的转染载体包括外源遗传物质，其用于向期望的基因提供细胞。在这种实施方案中，细胞可以是任何哺乳动物细胞，自体同源的(autologous)、同种异体的(allogenic)或者异种的(xenogenic)，如内皮细胞、成纤维细胞、成肌细胞等等。在这种实施方案中，医疗设备涂布有包括配体的生物相容性基质，通过结合细胞表面上的遗传设计的细胞膜标记分子或抗原，其仅仅结合到遗传改变的哺乳动物细胞。 

在这种实施方案的治疗性和/或药物输送系统中，遗传改变的细胞具有外源遗传物质，以便引入至少一种期望的基因，其编码细胞表面标记分子或抗原，和至少一种基因，其编码治疗性基因产物。所述系统任选地包括信号系统，如激活化合物或分子，其用于刺激遗传改变的哺乳动物细胞以便表达和/或分泌所期望的基因产物和/或标记基因。 

由此，在一个实施方案中，用于引入哺乳动物细胞的外源遗传物质被设计以便编码细胞膜标记，其特异性地结合到设备上的配体。例如，如果所述设备用于在血管腔中移植，则外源遗传物质编码在血流中循环的任何细胞中未发现的细胞膜标记，除提供给患者的遗传设计的细胞以外。 

还提供了一种涂布的医疗设备和方法，用于治疗各种疾 病，如血管病，包括但不限于动脉粥样硬化，癌症，和类风湿性关节炎。本发明的医疗设备包括涂层，其用于体内特异性夺取和固定遗传改变的哺乳动物细胞，其在移植所述涂布的医疗设备时被同时地或顺序地引入患者中。 

还提供了固定的遗传改变的细胞，其表达和/或分泌至少一种类型的物质或治疗剂，用于治疗特殊病。在本发明的这一方面，例如在治疗癌症中，所述细胞，例如内皮细胞，是通过将外源遗传物质引入细胞而遗传改变的。在一个实施方案中，遗传物质被引入细胞核并且是DNA，如染色体外的DNA。染色体外的DNA可以是载体如腺病毒载体，质粒如裸质粒，线状DNA或短DNA等。在一个实施方案中，DNA包括用于控制所期望的标记和/或治疗性基因的表达的调节/表达盒。在一个实施方案中，调节盒可以包括用于治疗性基因的组成型表达的调节元件或者可以包括能够被控制或表达的元件，如患者所需要的。 

在一个实施方案中，用于移植入患者的医疗设备包括涂层；其中所述涂层包括基质，其具有至少一种类型的配体，该配体识别并结合遗传改变的靶细胞。在这种实施方案中，配体仅仅识别并结合到特定的细胞膜标记分子或抗原，后者被设计加工到细胞中。由此，在这种实施方案中，这种配体仅仅识别引入到患者中的遗传改变的哺乳动物细胞，所述遗传改变的哺乳动物细胞结合到所述医疗设备并且表达和分泌标记分子或抗原以及至少一种治疗性基因产物。 

在另一实施方案中，治疗性或药物输送系统可以进一步包括激活分子，其用于刺激所述遗传改变的哺乳动物细胞来表达和/或分泌所期望的治疗性基因产物。在本发明的这一方面，可以通过数种方法，包括口服、热贴片、静脉内、皮内等，将化合物如化学刺激物或肽提供给患者。在这种实施方案中，遗传改变的哺乳动物细胞可以是自生的(autogenic)或异种的(xenogenic)，如成熟内皮细胞，成纤维细胞，肌细胞，上皮细胞等，并且包括外源核酸，其可以是 染色体外的DNA。在一个实施方案中，DNA是以载体(vector)如腺病毒载体、裸质粒DNA、线状DNA等的形式提供的。在一个实施方案中，染色体外的DNA包括调节盒、编码细胞膜抗原的基因和编码用于治疗疾病的肽的至少一种基因。在这种实施方案的一个方面中，细胞膜特异基因编码了例如成骨或前列腺细胞膜蛋白质。 

在一个实施方案中，染色体外的遗传物质包括核酸序列，其编码了治疗性/药物产物，如纤溶酶原激活物、血管内皮细胞生长因子和血管生成素(用于血管重塑)，或者抗血管生成因子(用于治疗例如癌症)。 

在另一实施方案中，提供了用于治疗患者中的疾病的方法。该方法包括： 

向患者提供遗传改变的哺乳动物细胞；包括编码遗传设计的细胞膜标记分子和至少一种治疗性基因产物的外源核酸； 

将包括涂层的医疗设备移植入患者中；所述涂层包括具有至少一种配体的基质，其中所述配体识别并结合在遗传改变的哺乳动物细胞上的遗传设计的细胞膜标记分子，并且其中遗传改变的哺乳动物细胞结合到医疗设备并且包含遗传物质以便表达和分泌治疗性基因产物。在本发明的实施方案中，治疗性基因和基因产物包括，例如，血管内皮细胞生长因子、血管生成素、抗血管生成因子和成纤维细胞生长因子。 

本发明还提供了一种用于治疗患者中的疾病的方法，该方法包括：向患者提供遗传改变的哺乳动物细胞；将医疗设备移植入患者中；其中医疗设备包括涂层，涂层包括基质，基质带有至少一种配体，其中所述配体特异性地识别并结合至少一种遗传改变的哺乳动物细胞上的标记分子如受体，和其中遗传改变的哺乳动物细胞结合到医疗设备并且包括外源核酸以便表达和分泌(secreting)治疗性基因产物。 

在另一实施方案中，提供了用于在体内将细胞补充(recruiting)到血液接触表面的方法。该方法包括将医疗设备移植入受 试者的血管中，所述血管移植物具有血液接触表面，其被配置以结合在受试者的血流中循环的靶细胞；其中在血管损伤位点处，在恢复的正常内皮中，附着于血液接触表面的靶细胞原位增殖并形成功能性内皮或者自我内皮化设备的表面。血液接触表面可以是生物可降解的架子，或者可以涂布有生物可降解的、生物相容性材料。在本发明的这一方面，当移植入血管时，所述生物可降解的架子可以经历原位降解，并且在设备腔表面上形成的新内皮通过受损位点恢复血管的连续性以便形成功能性新血管。 

在一种实施方案中，提供了用于原位形成内皮化的血管移植物的生物可降解的架子，所述架子包括：(a)多孔的生物可降解的支承构件，其具有腔和外表面；(b)腔表面，其包括至少一种涂布到支承构件的聚合物化合物的物质的第一层，和其中化合物借助交联剂而交联到本身，形成了共价键，其在体内条件下受酶分裂或非酶水解的影响，和(c)具有特异亲合性的配体，用于在体内结合遗传改变的哺乳动物细胞。 

在另一实施方案中，一种用于原位形成自我内皮化的移植物的方法，该方法包括：(a)提供假体结构，其具有暴露于患者循环血液的表面；(b)将假体结构移植入受试者或者患者；(c)将遗传改变的哺乳动物细胞给予患者和(d)从血液中补充细胞如循环的遗传改变的哺乳动物细胞，从而结合到假体结构的表面，形成在假体结构表面上的遗传改变的细胞层，其包含可以表达且分泌令人期望的基因产物的基因。 

在又一实施方案中，提供了一种用于促进体内血管重塑的方法，该方法使得通过向外或阳性重塑来部分或完全补偿由于动脉粥样硬化斑块的形成或者动脉损伤后内膜增生所引起的腔的消化(encroachment)而提高了动脉周边，以致于防止或抑制所损血管的向内或者阴性重塑。在这种实施方案中，例如，支架，其涂布有基质和如上所述的配体以及遗传设计的细胞，被提供以便夺取遗传改性的自体同源的(autologous)细胞，如内皮祖细胞，其能够分泌至少一 种有效的抗凝血剂和血管扩张剂如前列腺环素，例如，前列腺素I2，PGI2；降钙素基因相关肽如α-CGRP；单核细胞趋化蛋白-1(MCP-1)等等。可以被设计以便通过细胞所产生的其他产物包括，氧化氮(氧化氮合酶基因)，基质(matrix)金属蛋白酶，乙酰胆碱，腺苷，5-羟色胺，P物质，肾上腺髓质素(adrenomedulin)等。可以使用任何其产物用作或者具有血管扩张剂和/或抗凝血剂性能的基因，例如，血管扩张剂可以引起血管平滑肌松弛。编码血管扩张剂的基因，例如，前列腺环素合成酶基因，可以通过基因转移技术，如病毒基因转移来提供给祖内皮细胞或者内皮细胞，例如，在前列腺环素的情况下，使用顺反子(cistronic)基因结构，例如，顺反子(cistronic)环氧合酶-1/前列腺环素合成酶基因结构可以局部地提供前列腺环素的连续输送。在这种实施方案中，可以使用前列腺环素的局部输送系统来治疗，例如，脑梗塞和冠状血管疾病。血管的阳性重塑还可以用作调节动脉生成的疗法，即，成熟血管的形成，例如成人中的小动脉和动脉，以形成侧副(collateral)血管。 

在另一实施方案中，合适的细胞如成纤维细胞，内皮细胞，或祖内皮细胞可以用编码舒血管(vasodilatory)化合物和独特的细胞表面标记的双顺反子(bicistronic)载体转染，如截短MHC-I，其可以由配体如血管内假体(intravascular prosthesis)上固定的抗体所识别。例如，配体如抗体，涂布的支架可以被移植入患者的冠状动脉，随后将遗传改性的细胞如遗传改性的内皮细胞移植到需要血管病治疗的患者。在使用遗传改性的细胞的这种实施方案及其他实施方案中，外源基因可以被输送到细胞中，然后移植细胞，这使用标准遗传工程技术，例如使用质粒载体如双顺反子(bicistronic)pMACSK^k.II质粒载体(Miltenyi Biotec，Germany)，其包含多克隆位点并且其中所考虑的基因可以被插入，例如，前列腺环素合成酶以及标记基因，如截短MHC I类分子，H-2K^k，作为用于所用的哺乳动物细胞谱系的选择标记。 

在又一实施方案中，用于转染供治疗用的哺乳动物细胞的 外源基因输送系统可以包括，例如，慢病毒载体，其可以包含截短的MHC I类抗原和血管扩张剂转基因，例如，前列腺环素合成酶和/或α-CGRP基因，其用于治疗血管病。在这种实施方案中，待转染的哺乳动物细胞可以是自体同源的(autologous)内皮细胞，或内皮祖细胞，并且假体设备可以涂布有配体，其特异于例如截短MHC1类抗原和抗-H-2K^k抗体。 

附图说明

图1A是一种实施方案的示意图，其中支架支柱包括涂层，其围绕整个设备并且由以下组成：配体(外)层，围绕支柱的整个周边的药物/聚合物基质(内)层。图1B是图1A中的支架支柱的横截面。 

图2A和图2B(横截面)是一种实施方案的示意图，其中支架支柱包括配体(外)层和围绕支柱约3/4周边的药物/聚合物层。 

图3A和3B(横截面)是一种实施方案的示意图，其中支架支柱包括配体(外)层和围绕支柱3/4周边的药物/聚合物层并且药物/聚合物浓度在围绕支柱的层的中间部分中更大。 

图4A、4B和4C(横截面)是一种实施方案的示意图，其中支架支柱包括配体(外)层和药物/聚合物层，后者施加在支柱周边的一部分中并且在横截面中呈现为半圆。 

图5A和5B(横截面)是一种实施方案的示意图，其中支架支柱包括配体(外)层和药物/聚合物层，后者施加到支柱周边的一部分上。 

图6A、6B和6C(横截面)是一种实施方案的示意图，其中支架支柱包括配体层和药物/聚合物层，前者施加在支柱的整个周边上，后者以点矩阵状图案施加到一部分支柱上。 

图7A、7B和7C(横截面)是一种实施方案的示意图，其中支架支柱包括围绕支柱周边的药物/聚合物层，配体层施加在药物/聚合物层之上，另外的药物/聚合物组合物以点矩阵状图案施加在一部分支柱表面上。 

图8A和8B是另一实施方案的示意图，其中支架支柱包括配体层和药物/聚合物层组合物，所述配体层施加到支柱的整个周边，所述药物/聚合物层组合物在配体层之上以点矩阵状图案施加在一部分支柱表面上(8A)，而以点矩阵状图案的药物/聚合物基质施加在设备和围绕支柱的整个周边的配体层的表面上并且覆盖药物/聚合物组合物(8B)。 

图9A、9B和9C(横截面)是一种实施方案的示意图，其中支架支柱在横截面中显示，所述横截面显示了多层的涂层，其包括配体(抗体)和药物/聚合物组分。 

图10A-1、10A-2和10A-3(横截面)是一种实施方案的示意图，其中支架支柱在横截面中显示，所述横截面显示了多层的涂层，其包括在支柱表面上的中间和基底膜层。图10B是一种实施方案的示意图，其中支架的组分部件，即，螺旋、环和末端涂布有不同的涂层组分。 

图11是支架的示意图，其部分被涂布以显示药物洗脱组合物和配体层。 

图12是支架的横截面的示意图，其显示了涂层的多层。 

图13是曲线图，显示了药物-涂布的支架的洗脱曲线，所述药物-涂布的支架在牛血清白蛋白中培养21天，其中所述涂层包括500ug的4％紫杉醇和96％聚合物。用于涂层中的聚合物是50：50聚(DL丙交酯-co-乙交酯)。 

图14是曲线图，显示了药物-涂布的支架的洗脱曲线，所述药物-涂布的支架在牛血清白蛋白中培养10天，其中所述涂层包括500ug的8％紫杉醇和92％聚合物。用于涂层中的聚合物是50：50聚(DL丙交酯-co-乙交酯)/EVAC25。 

图15是曲线图，显示了药物-涂布的支架的药物洗脱曲线，所述药物-涂布的支架在牛血清中培养10天，其中所述涂层包括500ug的8％紫杉醇和92％聚合物。用于涂层中的聚合物是80∶20聚DL丙交酯/EVAC25。 

图16是曲线图，显示了药物-涂布的支架的药物洗脱曲线，所述药物-涂布的支架在牛血清白蛋白中培养21天，其中所述涂层包括500ug的8％紫杉醇和92％聚(DL-丙交酯)聚合物。 

图17是曲线图，显示了药物-涂布的支架的洗脱曲线，所述药物-涂布的支架在血清白蛋白中培养1、14和28天，其中所述涂层包括紫杉醇和PGLA。 

图18是曲线图，显示了支架的药物洗脱检测结果，所述支架涂布有4％紫杉醇/96％PGLA聚合物基质以及在100％PGLA中，其在血清白蛋白中培养高达70天。 

图19A-19D是在血清白蛋白上培养后在90天(图19A和19B)和84天(图19C和19D)以后的药物-涂布的支架的照片。 

图20A-20E是附着于以下的HUVEC的显微照片：右旋糖酐和抗CD34抗体(20A)；明胶和抗CD34抗体(20B)；裸不锈钢盘(20C)；用HUVEC细胞培养的并且用碘化丙锭(propidium iodide)染色的右旋糖酐-涂布的和明胶-涂布的不锈钢盘。 

图21A-21C是对照不锈钢盘的显微照片，其涂布有右旋糖酐但没有抗体。图21D-21F是对照不锈钢盘的显微照片，其涂布有明胶，但没有结合到其表面的抗体。 

图22A-22C是不锈钢盘的显微照片，其涂布有右旋糖酐基质和结合到其表面的抗CD34抗体。图22D-22F是不锈钢盘的显微照片，其涂布有明胶基质和结合到其表面的抗体。 

图23是典型医疗设备的扫描电子显微照片，所述医疗设备由支架组成，所述支架包括多孔涂层，它是由非聚合物基质形成的，所述非聚合物基质包括由金属合金制成的纳米颗粒。 

具体实施方式

在本文所举例说明的实施方案中，提供了一种可移植的结构形式的医疗设备，该装置涂布有均匀的基质，所述基质包括分布于如美国专利申请10/442,669中所述的生物可降解的、生物相容性的、无毒的、生物可消化的、生物可吸收的聚合物基质中的药物物 质(该专利全文纳入本文作为参考)，以及附着于基质的配体如抗体或任何其它合适的分子，用于在所述设备的腔表面上夺取和固定循环的细胞如内皮和祖内皮细胞。如待批的美国专利申请09/808,867和10/360567(全文纳入本文作为参考)所述，所述医疗装置提供了在移植该设备的位点快速形成功能性内皮的一种机制。在一个实施方案中，所述医疗设备可以是一种被剥下或剥去细胞的被保存的血管，并且可以来自人、猪或牛源。被保存的血管形成了适于例如作为血管移植物部分(segment)的架子。 

医疗设备的结构具有至少一个表面(其中可以施加基质)并且包括至少一种或多种基础材料，并且其用于移植到器官或血管的腔中。基础材料可以具有多种形式，例如，不锈钢、镍钛金属互化物(Nitinol)、MP35N、金、钽、铂或铂铱，或其它生物相容性金属和/或合金如碳或碳纤维、醋酸纤维素、硝酸纤维素、硅酮、交联的聚乙酸乙烯酯(PVA)水凝胶、交联的PVA水凝胶泡沫、聚氨酯、聚酰胺、苯乙烯异丁烯-苯乙烯嵌段共聚物(Kraton)、聚乙烯对苯二酸酯、聚氨酯、聚酰胺、聚酯、聚原酸酯、聚酐、聚醚砜、聚碳酸酯、聚丙烯、高分子量聚乙烯、聚四氟乙烯，或其它生物相容性聚合材料，或其共聚物的混合物；聚酯，如聚乳酸、聚乙醇酸或其共聚物、聚酐、聚己内酯、聚羟基丁酸酯戊酸酯或其它可生物降解的聚合物，或混合物或共聚物、胞外基质组分、蛋白质、胶原、纤维蛋白或其它生物活性物质，或其混合物。 

医疗设备可以是暂时或永久性导入哺乳动物中以预防或治疗医学病症的任何设备。这些设备包括从皮下、经皮或通过手术引入而置于器官、组织或器官腔，如动脉、静脉、心室和/或心房的任何设备。医疗设备可包括支架、支架移植物；覆盖的支架如用聚四氟乙烯(PTFE)、膨胀聚四氟乙烯(ePTFE)覆盖的支架，或合成的血管移植物、人造心脏瓣膜、人造心脏和将假体器官连接到血液循环系统的固定物、静脉瓣膜、腹主动脉瘤(AAA)移植物、下腔静脉过滤器、永久性药物输注导管、栓塞螺管(embolic coil)、血管栓塞形成中 使用的栓塞材料(例如交联的PVA水凝胶)、传感器、血管缝合线、血管吻合固定物、心肌血运重建术支架和/或其它导管。 

所述医疗设备上的涂层组合物包含一种或多种药物物质和一种或多种配体，前者被引入到聚合物基质，使得所述一种或多种药物物质以缓慢或受控释放的方式局部释放到相邻或周围的组织中，而后者附着于医疗设备的血液接触表面。以受控方式释放药物物质使较小量的药物或活性剂以零级洗脱曲线方式长时间释放。药物的释放动力学还取决于药物的疏水性，即，药物疏水性越高，药物从基质释放的速率越慢。或者，亲水性药物以更快的速率从基质中释放。因此，为了较长时间保持移植位点所需的药物浓度，基质组合物可以根据要释放的药物而变化。因此，提供了药物在所需位点的长期效应，这可更有效地防止再狭窄并可最大程度减少所用的被释放的药物物质的副作用。 

基质可包括多种聚合物或非聚合物材料。但是，基质应该是生物相容性的、生物可降解的、生物可消化的、无毒性的、生物可吸收的，并且降解速率慢。生物相容性的非聚合物基质包括，例如，由纳米颗粒形成的那些，所述纳米颗粒例如由金属合金制成。这种纳米颗粒可由不同尺寸构成，具有不同的孔隙度，从而控制来自设备上的涂层的药物物质的释放速率。纳米颗粒在尺寸上可以是孔径为约5nm-约5um，并且可以具有约40nm-约300nm的平均孔径。多孔纳米颗粒可以被施加到设备的表面，并且其后药物组合物可以被浸渍在纳米颗粒中，随后施加配体。 

可用于本发明的生物相容性聚合物基质包括但不限于聚(丙交酯-co-乙交酯)、聚酯如聚乳酸、聚乙醇酸或其共聚物、聚酐、聚己内酯、聚羟基丁酸酯戊酸酯共聚物和其它生物可降解聚合物，或混合物或共聚物等。在另一个实施方案中，天然存在的聚合物材料可选自蛋白质如胶原、弹性蛋白、弹性蛋白原、交联的弹性蛋白原、纤维蛋白和胞外基质组分，或其它生物制剂或其混合物。 

涂层中可用的聚合物基质包括聚合物如聚(丙交酯-co-乙 交酯)；聚-DL-丙交酯；聚-L-丙交酯，和/或其混合物，并且可具有不同的比浓对数粘度和分子量。例如，在一个实施方案中，可使用聚(DL丙交酯-co-乙交酯)(DLPLG，Birmingham Polymers Inc.)。聚(DL-丙交酯-co-乙交酯)是一种生物可吸收的、生物相容性的、生物可降解的、无毒性的、生物可消化的材料，其是乙烯基单体，可作为聚合物胶体药物载体。聚-DL-丙交酯材料可以是均匀组合物的形式，当其溶解和干燥时，可形成网格通道，药物物质可网罗其中用于输送给组织。 

设备上涂层的药物释放动力学也可被控制，这取决于用作基质的聚合物或共聚物的比浓对数粘度以及组合物中药物的量。聚合物或共聚物的特性可变化，这取决于聚合物或共聚物的比浓对数粘度。例如，在一个实施方案中，其中使用聚(DL-丙交酯-co-乙交酯)，比浓对数粘度的范围可以是约0.55-约0.75(dL/g)。可以将聚(DL-丙交酯-co-乙交酯)加入到涂层组合物中，数量为聚合物组合物的约50-约99％(w/w)。图1举例说明了用含有聚(DL-丙交酯-co-乙交酯)聚合物基质的涂层部分涂布的支架。例如，当涂布的医疗设备受到拉伸和/或伸长并且经历塑性和/或弹性形变时，聚(DL-丙交酯-co-乙交酯)聚合物涂层变形但没有开裂。因此，可承受塑性和弹性形变的聚合物如聚(DL-丙交酯-co-乙交酯)酸型涂层相对于现有技术聚合物具有有利的特性。而且，还可通过采用不同分子量的聚合物来控制基质的溶解速率。例如，为了较慢的药物物质的释放速率，聚合物应该具有较高的分子量。通过改变聚合物或其组合的分子量，对于特定的药物，可获得优选的溶解速率。或者，可通过以下方式控制药物物质的释放速率：将聚合物层施加到医疗设备上，然后施加一层或多层药物，然后施加一层或多层聚合物。此外，可在药物层之间施加聚合物层以减小药物物质从涂层中的释放速率。 

可改变共聚物中丙交酯和乙交酯的比率来进一步调整涂层组合物的延展性。例如，可调整聚合物各组分的比值使涂层延展性更好、增强涂层对医疗设备表面的机械粘附性，以及有利于涂层 组合物的释放动力学。在这种实施方案中，聚合物的分子量可变化，这取决于所期望的药物释放的速率。组合物中丙交酯和乙交酯的比值可分别为约50-85％至约50-15％。例如，通过调整聚合物中丙交酯的数量，还可控制药物从涂层中释放的速率。 

因此，聚合物的生物降解特性可确定药物从涂层中释放的速率。可从厂商信息中获得关于聚合物生物降解的信息，例如可从Birmingham Polymers获得丙交酯的生物降解信息。 

降解，例如丙交酯和乙交酯聚合物和共聚物降解的主要方式是水解。降解首先进行的是水扩散到材料中，然后是随机水解，材料破碎，最后是更广泛的水解，伴随着噬菌作用、扩散和代谢。材料的水解受特定的聚合物的大小和亲水性、聚合物的结晶度以及环境的pH和温度的影响。 

在一个实施方案中，例如，对于低分子量聚合物、更亲水性聚合物、更非晶态聚合物和乙交酯含量更高的共聚物来说，降解时间可能是较短的。因此，在相同条件下，DL-丙交酯和乙交酯的低分子量共聚物，如50/50DL-PLG可较快降解，而较高分子量的均聚物如L-PLA可能降解慢得多。 

一旦聚合物水解，水解产物进行代谢或者被分泌。例如PLA的水解降解产生的乳酸可被引入到三羧酸循环中，并且可分泌为二氧化碳和水。PGA也可通过随机水解(伴随着非特异性的酶水解)分解成羟乙酸，羟乙酸可被分泌出来或被酶转化成其它代谢物质。 

在另一实施方案中，涂层组合物包含非吸收性聚合物，如乙烯-乙酸乙烯酯(EVAC)、聚丁基-甲基丙烯酸酯(PBMA)和异丁烯酸甲酯(MMA)，它们的含量为最终组合物的约0.5-约99％。加入EVAC、PBMA或异丁烯酸甲酯可进一步提高基质的延展性，从而使医疗设备更具有塑性可形变性。向涂层添加异丁烯酸甲酯可延缓涂层的降解，因此，也可改善涂层的受控释放，使得药物物质以更低的速率释放。 

可用标准技术将医疗设备的涂层施加到医疗设备上以覆 盖该设备的整个表面或一部分，形式为单层的药物或基质的均匀混合物，或是点阵图案中的组合物。在基质和/或基质/药物组合物作为单层或多层施加的实施方案中，基质或组合物的施加厚度是约0.1um-约150um；或约1um-约100um。或者，在这种厚度范围内，可以将多层基质/药物组合物施加在设备表面上。例如，可将多层的各种药物物质沉积到医疗设备表面上，使得可在一个时间释放特定的药物，各层中的一种药物，所述各层可以由聚合物基质隔开。组合物的活性成分或药物物质组分可以为该组合物的约1％-约60％(w/w)。当移植时，在涂层组合物与相邻组织接触时，涂层可以开始以受控方式降解。随着涂层的降解，药物被慢慢释放到相邻组织中，药物从设备中洗脱，从而药物可在局部发挥其作用。此外，因为设备中所用的聚合物可形成网格通道，在设备移植后，药物可缓慢地从通道中释放。该涂布的医疗设备提供了输送药物到周围组织而没有全身性影响患者的改进且局部的机制。可实现药物在涂层基质中通过通道洗脱以及基质的降解，使得一旦移植，药物可以从医疗设备的表面洗脱达大约从约1周至约1年的时间。当药物浓度低时，药物可通过消化(erosion)和扩散洗脱。当药物浓度高时，药物可通过涂层基质中的通道洗脱。 

本发明的药物物质包括用于治疗血管病如动脉粥样硬化和再狭窄的药物。例如，药物物质包括但不局限于抗生素/抗微生物剂、抗增殖剂、抗肿瘤药、抗氧化剂、内皮细胞生长因子、凝血酶抑制剂、免疫抑制剂、抗血小板凝集剂、胶原合成抑制剂、治疗性抗体、氧化氮供体、反义寡核苷酸、伤口愈合剂、治疗性基因转运结构(therapeutic gene transfer construct)、肽、蛋白质、胞外基质组分、血管舒张药、溶栓剂、抗代谢物、生长因子激动剂、抗有丝分裂物质、他汀类药物、类固醇、甾体和非甾体抗炎药物、血管紧张肽转化酶(ACE)抑制剂、自由基清除剂、PPAR-γ激动剂、抗癌化疗剂如芳香酶抑制剂。上述的药物物质中的一些包括，例如，环孢菌素A(CSA)、雷帕霉素、雷帕霉素衍生物、麦考酚酸(MPA)、视黄酸、 正丁酸、丁酸衍生物、维生素E、普罗布考、L-精氨酸-L-谷氨酸、依维莫司、西罗莫司、biolimus、biolimus A-9、紫杉醇、葛根素、血小板因子4、碱性成纤维细胞生长因子(bFGF)、纤连蛋白、辛伐他汀、氟伐他汀、双氢表雄甾酮(DHEA)和17β-雌二醇。 

图1-10是示意图，说明了本发明医疗设备涂层的各种实施方案。医疗设备上的涂层包括：生物相容性基质，其用于促进在该设备的腔表面上形成功能性内皮细胞的融合层；和药物物质，其抑制过度的内膜平滑肌细胞增生，由此防止再狭窄和血栓形成。在一个实施方案中，基质包括合成或天然存在的材料，其中(含有)治疗有效量的促进内皮细胞、祖细胞或干细胞粘附于医疗设备的至少一种分子如抗体，以及用于输送到相邻组织的至少一种化合物如雷帕霉素、雷帕霉素衍生物和/或雌二醇。在设备移植后，粘附到设备表面的细胞在医疗设备的腔表面上转化为成熟、融合、功能性的内皮层。在该医疗设备上存在的内皮细胞的融合层可以降低移植位点处再狭窄和血栓症的发生率。 

如本文中使用的，“医疗设备”是指暂时或永久地导入哺乳动物以预防或治疗医学病症的设备。这些设备包括从皮下、经皮或通过手术引入而置于器官、组织或器官腔，如动脉、静脉、心室或心房的任何设备。医疗设备可包括支架，支架移植物，覆盖的支架如用聚四氟乙烯(PTFE)、膨胀聚四氟乙烯(ePTFE)覆盖的支架，或合成的血管移植物，人造心脏瓣膜，人造心脏和将假体器官连接到血液循环系统的固定物，静脉瓣膜，腹主动脉瘤(AAA)移植物，下腔静脉过滤器，永久性药物输注导管，栓塞螺管(embolic coil)，血管栓塞形成中使用的栓塞材料(例如交联的PVA水凝胶)，血管缝合线，血管吻合固定物，心肌血运重建术支架和/或其它管道。在一个实施方案中，支架可由生物可降解的材料制成。 

采用一定的方法将所述组合物涂覆到医疗设备上，可刺激内皮细胞在该医疗设备表面上形成汇合的单层，以及调节局部慢性炎症反应和防止移植该医疗设备过程由于血管损伤所引起的血栓栓 塞并发症。 

本文所用术语“抗体”指一种类型的抗体，如单克隆抗体、多克隆抗体、人源化抗体或嵌合抗体，或其组合，其中所述单克隆、多克隆、人源化或嵌合抗体可以高亲和力和特异性与靶细胞表面的一种抗原或该抗原的功能性等价物或细胞表面的其它结构结合。术语抗体片段涵盖可获得与抗体相同结果或效果的任何片段，如Fab，F(ab′)₂，可以是任何大小，即可以是大分子或小分子。(抗体包括多个单独的抗体分子，等于6.022×10²³个分子/摩尔抗体)。 

在本发明一个方面，本发明的支架或合成移植物涂覆有生物相容性、控释基质，该基质包含能调节循环性内皮祖细胞与医疗设备粘附的抗体。本发明的抗体以高亲和性和特异性识别并结合循环血液中的内皮祖细胞表面抗原从而将这些细胞固定在该设备表面。在一个实施方案中，这些抗体包括与内皮祖细胞表面抗原或祖细胞、干细胞表面抗原具有反应性(识别并结合)的单克隆抗体，这些抗原如血管内皮生长因子受体-1、-2和-3(VEGFR-1、VEGFR-2和VEGFR-3，以及VEGFR受体家族同类型)，Tie-1、Tie2，CD34，Thy-1、Thy-2，Muc-18(CD146)、CD30、干细胞抗原-1(Sca-1)、干细胞因子(SCF或c-Kit配体)。CD133抗原、VE-钙粘蛋白，P1H12、TEK、CD31、Ang-1、Aug-2或内皮祖细胞表面表达的抗原。在一个实施方案中，可采用与一种抗原反应的一种类型的抗体。或者，可将针对不同内皮祖细胞表面抗原的多种不同类型的抗体混合，然后加到基质中。在另一个实施方案中，采用多种单克隆抗体的混合物(cocktail)通过靶向特异性细胞表面抗原来提高内皮形成的速率。在本发明的这一方面，例如，可联用抗-CD34和抗CD-133抗体，使其结合于支架或移植物基质的表面。 

本文所用“治疗有效量的抗体”指抗体的量可促进内皮、祖细胞或干细胞粘附于医疗设备。实施本发明所需的抗体的量可根据所用抗体的性质而变化。例如，所用抗体的量取决于抗体和与其反应的抗原之间的结合常数。本领域一般技术人员熟知对于某特定抗 原如何确定抗体的治疗有效量。 

本文所用“内层增生”指不希望看到的平滑肌细胞增殖和血管壁中基质的沉积。本文所用“再狭窄”指血管腔再次变窄。由于再狭窄，血管可能发生阻塞。进行PTCA或PTA之后，正常情况下不存在内层的中层和外层的平滑肌细胞增殖和迁移到内层，并分泌蛋白质，而形成内层中平滑肌细胞和基质蛋白质的堆积。这种堆积造成动脉腔变窄，减少了从变窄处流向远端的血流。本文所用“抑制再狭窄”指抑制平滑肌细胞的迁移和增殖同时也抑制了蛋白质分泌，从而防止再狭窄以及由其引起的并发症。 

可用本发明的医疗设备、方法和组合物治疗的对象是哺乳动物，包括人、马、狗、猫、猪、啮齿类、猴子等。 

术语“祖内皮细胞”包括任何细胞谱系，其能够区分成成熟、功能性内皮细胞。例如，祖内皮细胞是处于任何发育阶段的内皮细胞，从祖细胞或干细胞到骨髓、血液或局部组织来源的成熟、功能性的上皮细胞，并且其是非恶性的、遗传改性的细胞。 

对于体外研究或涂覆的医疗设备的应用而言，可从动脉或静脉如人脐静脉中分离得到完全分化的内皮细胞，而内皮祖细胞可从外周血或骨髓中分离。通过将内皮细胞与用基质涂覆的医疗设备一起培养使内皮细胞结合于该医疗设备，其中所述基质中掺有抗体、生长因子或其它粘附于内皮细胞的物质。在另一个实施方案中，内皮细胞可以是经转化的内皮细胞。转染的内皮细胞含有载体，这些载体表达生长因子或抑制血栓形成、平滑肌细胞迁移、再狭窄或其它治疗目的的蛋白质。 

本文所述治疗血管疾病的方法可在任何动脉或静脉上实施。任何动脉的动脉粥样硬化都包括在本发明的范围内，包括冠状动脉粥样硬化、腹股沟下、主动脉髂动脉、锁骨下、肠系膜和肾动脉粥样硬化。其它类型的血管阻塞，如壁间动脉瘤(dissecting aneurysm)造成的血管阻塞也包括在本发明范围内。 

治疗患血管疾病哺乳动物的方法包括将涂覆的医疗设备 移植到患者器官或血管中，例如，在血管成形术中移植涂覆的支架。一旦移植了医疗设备，通过涂层上存在的抗体识别并结合内皮祖细胞表面抗原，使内皮祖细胞原位捕获在该涂覆的支架表面上。一旦祖细胞粘附于基质，涂层中的生长因子促进新结合的这些内皮祖细胞生长和分化在支架的腔表面形成汇合的、成熟的和有功能的内皮。或者，在移植以前，体外用内皮细胞包被此医疗设备，可采用分离自患者血液、骨髓或血管的祖细胞、干细胞或成熟的内皮细胞。在每一种情况下，医疗设备腔表面上存在的内皮细胞抑制或防止过度的内层增生和血栓形成。 

人脐静脉内皮细胞(HUVEC)按照Jaffe，等J.Clin.Invest.，52：2745-2757，1973(纳入本文作为参考)的方法获得自脐带，并用于实验中。简言之，用胶原酶处理使细胞从血管壁上剥离下来，以覆盖明胶的组织培养瓶在M199培养基中培养，该培养基含有10％低内毒素胎牛血清、90ug/ml不合防腐剂的猪肝素、20ug/ml内皮细胞生长补充剂(ECGS)和谷氨酸胺。 

内皮祖细胞(EPC)可按照Asahara等(用于新血管生成的推定的内皮祖细胞的分离(Isolation of putative progenitor endothelial cells for angiogenesis).Science275：964-967，1997，纳入本文作为参考)的方法从人外周血中分离的。将包被了CD34抗体的磁珠和分级的人外周血一起培养。培养以后，将结合的细胞洗脱，在EBM-2培养基(Clonetics，San Diego，CA)中培养。或者，可采用富集培养基来分离这些细胞。简言之，采集健康的男性志愿者的外周静脉血，用密度梯度离心分离单个核细胞(mononuclear)组分，将细胞接种在纤连蛋白包被的培养玻片上(Becton Dickinson)，在EC基础培养基-2(EBM-2)(Clonetics)中培养，该培养基加有5％胎牛血清、人VEGF-A、人成纤维细胞生长因子-2，人表皮生长因子、胰岛素样生长因子-1和抗坏血酸。EPC生长7天，培养基每48小时更换一次。用CD133、CD45、CD34、CD31、VEGFR-2、Tie-2和E1-选择素的荧光抗体来鉴定细胞。 

本文所用“配体”指结合循环性内皮和/或祖细胞上的细胞膜结构例如受体分子的分子。例如，配体可以是抗体、抗体片段、小分子如肽、细胞粘附分子、基底膜组分或其组合。在采用抗体的实施方案中，抗体识别并结合细胞膜上的特异性表位和结构，如细胞表面受体。 

在一个实施方案中，抗体是单克隆抗体，按照Kohler和Milstein(分泌具有预定特异性的抗体的融合细胞的连续培养.Nature265：495-497，1975，纳入本文作为参考)的标准技术制备，也可获自商业来源。内皮细胞可用作免疫原产生针对内皮细胞表面抗原的单克隆抗体。 

在本发明的这一方面，可将HUVEC或纯化的内皮祖细胞注射到小鼠或大鼠体内来制备针对内皮细胞的单克隆抗体。足够时间之后，处死小鼠，取得脾细胞。通常在非离子型去污剂如聚乙二醇的存在下，将脾细胞与骨髓瘤细胞或淋巴瘤细胞融合将牌细胞永生化。产生的包括融合杂交瘤细胞的细胞在选择性培养基如HAT-培养基中生长，将存活细胞在有限稀释条件下在该培养基中培养。将这些细胞在合适的器皿例如微滴孔中培养，筛检上清中的抗体是否具有所需特异性，即，与内皮细胞抗原的反应性。 

己有各种技术可用于增加单克隆抗体的产量，例如将杂交瘤细胞注射到接受该细胞的哺乳动物宿主的腹膜腔中，然后收集腹水。当腹水中不能收获足够数量的单克隆抗体时，则从宿主血液中收集抗体。有很多常规方法用于分离和纯化单克隆抗体，使单克隆抗体不含其它蛋白质和污染物。 

抗-内皮细胞单克隆抗体的有用结合片段，如这些单克隆抗体的Fab，F(ab′)₂片段也包括在本发明范围内。这些抗体片段可用常规技术获得。例如，可用木瓜酶和胃蛋白酶对抗体进行肽酶酶解来制备有用的结合片段。 

本发明的抗体涉及来源于鼠类的IgG类抗体，然而不仅限于此。上述的抗体、与上述抗体具有功能等价性的抗体，不管是来 自鼠类、哺乳动物包括人、还是其它来源，或者这些抗体的组合，以及其它抗体种类如IgM、IgA、IgE等，包括这些抗体种类的同种型，都包括在本发明的范围中。对于抗体而言，术语“功能等价性”指两种不同抗体各结合于某抗原的相同抗原性位点，换句话说，这两个抗体竞争与相同抗原的结合。抗原可以在相同或不同分子上。在一个实施方案中，单克隆抗体，以对内皮细胞表面抗原的高亲合性和特异性进行反应，例如，CD133、CD45、CD34、CD31、CD14、CDw90、CD117、VEGFR-1、VEGFR-2、Muc-18(CD146)、CD130、干细胞抗原(Sca-1)、干细胞生长因子1(SCF/c-Kit配位体)、Tie-2，MHC如H-2K^k和HLA-DR抗原是合适的抗体。 

采用CD34和/或CD133。已证明，结合于固体支持物的抗-CD34单克隆抗体捕获人外周血中的内皮祖细胞。捕获之后，这些祖细胞可分化成内皮细胞。(Asahara等，1997.用于血管发生的推定的内皮祖细胞的分离.Science275：964-967.)。产生针对CD34的单克隆抗体的杂交瘤细胞可获自美国典型培养物保藏中心(Rockville，MD)。在另一个实施方案中，使用与内皮细胞表面抗原如VEGFR-1和VEGFR-2、CD133或Tie-2反应的单克隆抗体。在使用遗传改变的细胞的实施方案中，用标准技术以与上述相同的方式来制备针对遗传工程改造的基因产物的抗体，然后在涂覆基质之后，将这些抗体施加到医疗设备与血液接触的表面上。 

也可使用多克隆抗体，该多克隆抗体与分离自和接受该医疗设备移植的对象相同物种的内皮细胞反应。 

本文术语“支架”指插入或移植入血管腔中时使血管腔的横截面扩展的任何医疗设备。术语“支架”包括但不限于，不锈钢支架、用本发明方法涂覆的可从商业途径购得的生物可降解性支架；涂覆的支架，如用PTFE或ePTFE涂覆的支架。在一个实施方案中，支架包括经皮移植以治疗冠状动脉闭塞或封闭脾、颈动脉、髓和胭部血管的壁间动脉瘤的支架。在另一个实施方案中，将支架输送到静脉血管中。支架可由聚合物或金属结构元件组成，其中施涂的含 药物和配体(如抗体)的基质是生物可蚀解性、生物可降解性、生物相容性的聚合物。或者支架可以是基质和聚合物混合形成的复合物。例如，可采用可变形的金属丝支架，如授予Wiktor的美国专利4,886,062中所述，该文献纳入本文作为参考。也可使用弹性多聚材料制成的自我扩张的支架，如发表的国际专利申请WO91/12779，“腔内药物洗脱假体”(“Intraluminal Drug Eluting Prosthesis”)，整体纳入本文作为参考。也可用不锈钢、聚合物、镍-钛、钽、金、铂-铱、Elgiloy和MP35N以及其它亚铁材料来制备支架。支架可装在导管上递送经过体腔到达治疗位点，在那里将支架从导管上释放，使支架扩展张开与血管腔壁直接接触。在另一个实施方案中，支架包括生物可降解性支架(H.Tamai，第297页，冠状动脉支架手册，第3版，PW Serruys和MJB Kutryk主编，Martin Dunitz(2000)。对于本领域技术人员，显而易见的是可以设计出其它自我扩张性支架与本发明的抗体、生长因子和基质一同使用。 

术语“合成移植物”指具有生物相容性特征的任何人造假体。在一个实施方案中，可用聚对苯二甲酸乙酯(PET)或聚四氟乙烯(ePTFE)来制备合成的移植物。在另一个实施方案中，例如，合成的移植物可由聚氨酯、交联的PVA水凝胶、和/或生物相容性水凝胶泡沫构成。在第三个实施方案中，合成的移植物由网格状聚碳酸氨基甲酸乙酯(meshed polycarbonate urethane)内层和网格状聚对苯二甲酸乙酯外层构成。对于本领域技术人员，显而易见的是，任何生物相容性合成移植物都可与本发明的基质、药物和配体一起使用。(Bos等，1998.小直径血管假体：Current Status.Archives Physio Biochem.106：100-115，纳入本文作为参考)。可利用合成移植物与患病血管区段末端对末端。末端对侧面、侧面对末端、侧面对侧面、或在管腔内、与血管吻合或作为患病血管区段的旁路(例如在腹主动脉瘤中)形式。 

在一个实施方案中，所述基质还可包括天然存在的物质如胶原、纤连蛋白、玻璃粘连蛋白(vitronectin)、弹力蛋白、层连蛋白、 肝素、纤维蛋白、纤维素或碳或合成材料。对于基质的一个主要要求是它要有足够的弹性和柔韧性以维持其在支架或合成移植物与周围组织接触的表面上不会断裂。 

为了涂覆医疗设备如支架，可将支架浸入或喷洒中等粘度的基质液体溶液。施涂每一层之后，在施涂下一层之前将支架干燥。在一个实施方案中，一种薄的、像油漆一样的基质涂层总厚度不超过约100微米。 

在一个实施方案中，可首先将支架表面官能化，然后加入基质层。其后，将抗体偶联于含药物的基质表面。在本发明的这种实施方案中，支架表面技术可产生有功能的化学基团。然后，利用该化学基因如氨基来固定基质的中间层，用于支持配体如肽和抗体。 

在另一个实施方案中，可在无菌条件下将480毫克(mg)药物载体如聚-D，L-丙交酯(R203，可购自BoehringerInc.，Ingelheim，德国)溶解于3毫升(ml)氯仿中来制备合适的基质涂层溶液。但是从原理上讲，可采用具有血液-和组织相容性(生物相容性)并且可被溶解、分散或乳化的任何生物可降解性(或不可生物降解性)基质，只要施涂后它能够在医疗设备表面上较快地干燥成为自身粘附性的紫漆样或油漆样涂层。 

通过类似于将药物物质层和/或基质施加到医疗设备的技术，例如通过喷雾，浸渍或者化学汽化技术施加到医疗设备上并且当合适的时候，将阻挡层施加到涂层上。在一个实施方案中，阻挡层可以被施加在药物组合物层之间。在另一实施方案中，阻挡层可以被施加在设备的最外层表面上并且在施加配体层之前。阻挡层还能够以各种厚度施加，所述厚度可以确定药物物质的延缓输送，例如，层越厚，输送药物物质的时间越长。阻挡层的厚度可以取决于患者的需要来确定。在这种实施方案中，当需要时，在预计的时间在所述位点处可以输送药物物质。 

用抗体作为配体施涂于基质——将促进内皮祖细胞粘附的抗体共价或非共价掺入基质中。可通过将抗体与基质涂层溶液混 合然后施涂到所述设备表面而将抗体掺入到基质层中。一般，将基质施涂于所述设备管腔表面，抗体连接于基质最外层表面，因而抗体突出于与循环血液相接触的表面。例如，可将抗体和其它化合物如肽包括生长因子用标准技术施涂于表面基质。 

在一种实施方案中，将抗体加入含基质的溶液中。例如，抗-CD34单克隆抗体的Fab片段与含有人纤维蛋白原(浓度为500-800mg/dl)的溶液一起培养。可以理解，抗-CD34Fab片段的浓度可以变化，本领域一般技术人员能够不需要过多的实验就可确定最佳的抗体浓度。将支架加入Fab/纤维蛋白混合物中，加入浓缩的凝血酶(浓度至少为1000U/ml)激活纤维蛋白。得到的聚合的纤维蛋白混合物中，Fab片段直接掺入基质中。将该聚合的纤维蛋白混合物在支架表面或合成移植物表面压成薄膜(小于100μm)。实际上，可用这种方式将任何类型的抗体或抗体片段掺入到基质溶液中，然后涂覆支架或合成移植物。 

例如，在另一个实施方案中，将有或没有抗体片段的完整抗体共价偶联到基质。在一个实施方案中，利用异质-或同质双功能接头分子将抗体和例如肽(如生长因于)共价链接(tethered)到基质。本文所用术语“链接”指通过接头分子将抗体共价偶联于基质。本发明中接头分子的使用通常包括在基质粘附于支架后将接头分子共价偶联于基质。共价偶联于基质之后，接头分子为基质提供很多活性功能基团，可用于与一种或多种类型的抗体共价偶联。图1A说明通过交联分子进行偶联。内皮细胞1.01通过细胞表面抗原1.02结合于抗体1.03。通过交联分子1.04，抗体链接于基质1.05-1.06。基质1.05-1.06粘附于支架1.07。接头分子可直接偶联于基质(即，通过羧基)，或通过熟知的化学偶联方法，如酯化、酰胺化和酰化而偶联于基质。接头分子可以是二-或三官能的化合物，通过直接形成酰胺键偶联于基质，并且提供与抗体反应的胺官能基团。例如，接头分子可以是聚胺功能聚合物，如聚乙烯亚胺(PEI)、聚丙烯胺(PALLA)或聚乙二醇(PEG)。很多PEG衍生物，例如mPEG-琥珀酰亚胺基丙酸酯或 mPEG-N-羟基琥珀酰亚胺酯，以及共价偶联的方法可购自Shearwater Corporation，Birmingham，Alabama。(另见，Weiner等，聚-乙二醇空间壁对固定化抗体捕获抗原的影响.J.Biochem.Biophys.Methods45：211-219(2000)，纳入本文作为参考)。可理解，具体偶联试剂的选择取决于所用抗体的类型，而这种选择无需过多的实验。也可采用这些聚合物的混合物。这些分子含有多个功能性氨基侧基，可用于将一种或多种抗体固定在表面上。 

小分子可包括合成或天然的分子或肽，可用它们代替抗体或抗体片段，或与抗体或抗体片段结合使用。例如，凝集素是一种天然存在的非免疫来源的糖-结合肽。内皮细胞特异性凝集素抗原(Ulex Europaeus Uea l)(Schatz等，2000，人子宫内膜内皮细胞：组织因子和1型纤溶酶原活化抑制剂的分离、鉴定和炎症介导的表达.Biol Reprod62：691-697)对可选择性结合于内皮祖细胞的细胞表面。 

己制备出靶向各种细胞表面受体的合成的“小分子”。这些分子选择性结合于特定的受体，并且可靶向特定的细胞类型，如内皮祖细胞。可合成小分子以识别内皮细胞表面标记如VEGF的小分子。例如，SU11248(SugenInc.)(Mendel等，2003，SU11248，一种靶向血管内皮生长因子和血小板衍生的生长因子受体的新型酪氨酸激酶抑制剂的体内抗肿瘤活性：药代动力学和药学相关性的测定.Clin Cancer Res.1月；9(1)：327-37)、PTK787/ZK222584(Drevs J.等，2003，受体酪氨酸激酶：新型抗癌疗法的主要靶标.Curr Drug Targets.2月；4(2)：113-21)，和SU6668(Laird，AD等，2002，SU6668体内抑制Flk-1/KDR和PDGFRβ，引起小鼠肿瘤脉管系统的快速凋亡和肿瘤的退化.FASEB J.5月；16(7)：681-90)都是与VEGFR-2结合的小分子。 

靶向内皮细胞表面的合成小分子的另一个亚群是，例如α(v)β(3)整联蛋白抑制剂SM256和SD983(Kerr JS.等，1999，新型小分子αv整联蛋白拮抗剂：与已知血管发生抑制剂抗癌功效的比较.Anticancer Res3-4月；19(2A)：959-68)。SM256和SD983都是合成 小分子，靶向并结合内皮细胞表面的α(v)β(3)。 

本发明还涉及用本发明涂覆的医疗设备来治疗血管疾病如动脉粥样硬化患者和需要这种治疗的患者的方法。该方法包括将本发明涂覆的医疗设备移植到需要这种治疗的患者体内。在其中内皮细胞是遗传改变的实施方案中，可以在移植所述涂布的设备的位点处将细胞提供给患者，或者，在移植所述设备后，将细胞给予到血流中。本发明的方法可在体内或体外实施。 

可用本领域已有的各种技术来施涂本发明的涂层，如浸涂、喷涂、气相沉积、注射样和/或点状矩阵样方法。例如，图1A和1B说明细胞捕获和药物递送机制的一个简单方式，其中，显示了支撑架100，施涂在支撑架表面的药物/聚合物基质层110的连续涂层，和药物/聚合物组合物之上的配体层120。图2A和2B说明本发明的另一个实施方式，其中，药物/聚合物层110是不连续层130，但是药物/聚合物基质组合物的含量大于例如图2A和2B中所示的含量。 

图3A和3B说明另一个实施方式，其中药物/聚合物层是不连续的。在这个实施方案中，药物/聚合物组合物施涂在该设备的约3/4周长上，但是层110的中间1/3 140包含最大量的药物组合物，配体层施涂在药物/聚合物层之上。图4A、4B和4C说明施涂涂层的另一个实施方式。在本发明该实施方案中，将药物/聚合物基质组合物以点状矩阵样模式150施涂到医疗设备100表面的一部分上。如图4A-C所示，施涂的配体层120包围医疗设备的整个周长(包括药物/聚合物组合物110)。 

在另一个实施方案中，图5A和5B说明被药物/聚合物基质组合物涂覆的医疗设备100，其中药物/聚合物基质组合物集中在设备100的表面110的一小部分上。在本发明的这一方面，配体层120覆盖设备的整个周长(含有药物/聚合物组合物110)。图6A-6C说明另一个实施方式，其中配体层120覆盖设备100的表面，在配体层120表面的一部分，药物/聚合物基质组合物150施涂到设备上。 图7A、7B和7C说明另一个实施方式，其中医疗设备可覆盖有多层药物/聚合物基质组合物110，150施深为设备100表面的连续层110，接着是配体层120和在配体层120表面的点状矩阵模式150的另一层药物/聚合物基质不连续层。 

另一个实施方式示于图8A和8B。在本发明这一方面，医疗设备，此处为支撑架，可用配体层120涂覆，呈点状矩阵模式150的药物/聚合物基质层可部分施涂到该设备配体层上(图8A)或下(图8B)。 

图9A-9C和图10A-10B说明本发明的其它实施方式的横截面。如图9A-9C所示，配体如抗体是涂覆的医疗设备表面上的最外层，涂层可包括其它中间层(含有药物/聚合物组合物和任选的其它成分。图10A-1、10A-2和10A-3还显示了覆盖该设备的基底膜和中间层。 

在另一包括支架的实施方案中，可将含药物/聚合物基质的涂层组合物施涂到支架的一些部分上，如支架的脊突(spine)或螺旋元件上。在本发明的这一方面，支架上没有被药物/聚合物基质覆盖的其余表面用配体层部分或全部覆盖，如图10B所示。在图10B的实施方案中，药物释放成分和抗体修饰的表面交替暴露于设备表面。这使得对血管区段的治疗更有靶向性(如在支架的前端和末端为比较健康的组织，而支架中部为患病程度较高的部分，即病灶中心)，并且可最大程度减少药物成分、抗体表面和支架表面上新粘附的内皮细胞之间的相互反应。 

如图10B所示，支架两末端元件可以包含，例如抗体或小分子(EPC捕获)表面。螺旋状元件160可包括基底膜底部涂层，和螺旋区段170作代表。缓释药物成分，其可包括不可降解的生物相容性聚合物基质，用于洗脱药物如eNOS、tPA、他汀类和/或抗生素以保持血管长期张开。图10B还显示了支架的环形元件180，其可包含快速释放药物以延缓早期新生内层(neointimal)的肥大/平滑肌细胞迁移，因此，整个支架200设备的各个部分用不同的涂层涂覆。 

以下实施例举例说明了本发明，但是决不限制本发明的范围。 

实施例1涂层组合物的制备 

提供聚合物聚DL丙交酯-co-乙交酯(DLPLG，Birmingham Polymers)作为粒料。为制备用于涂布支架的聚合物基质组合物，将粒料称重并且溶于酮或二氯甲烷溶剂中以形成溶液。将药物溶解在相同的溶剂中并且添加到聚合物溶液至所需的浓度，由此形成均匀涂层溶液。为了改进延展性和改变涂层基质的释放动力学，可以改变丙交酯和乙交酯的比值。然后使用这种溶液涂布支架来形成如图11中所示的均匀涂层。图12显示了通过本发明的涂布的支架的横截面。使用各种标准方法，可以在支架的表面上沉积聚合物/药物。 

实施例2评估聚合物/药物和浓度 

喷雾-涂布支架的方法：已经溶于溶剂的DLPLG的聚合物粒料与一种或多种药物混合。或者，可以将一种或多种聚合物用溶剂溶解并且可以添加并混合一种或多种药物。使用标准方法，将所得的混合物均匀地施加到支架。涂布和干燥后，评估支架。以下目录举例说明了涂层组合的各种实例，其是使用各种药物并且包括DLPLG和/或其组合来进行研究的。另外，制剂可由以下组成：DLPLG的底涂层和DLPLG或另一聚合物如DLPLA和EVAC25的表面涂层。用于涂层中的药物和聚合物的缩写如下：MPA是麦考酚酸，RA是视黄酸；CSA是环孢菌素A；LOV是洛伐他汀(lovastatin).TM.(洛伐他汀(mevinolin))；PCT是紫杉醇；PBMA是聚甲基丙烯酸丁酯，EVAC是乙烯-乙酸乙烯共聚物；DLPLA是聚(DL丙交酯)，DLPLG是聚(DL丙交酯-co-乙交酯)。 

可被用于本发明的涂层组分和量(％)的实例包括： 

1.50％MPA/50％聚L丙交酯 

2.50％MPA/50％聚DL丙交酯 

3.50％MPA/50％(86：14聚DL丙交酯-co-己内酯) 

4.50％MPA/50％(85：15聚DL丙交酯-co-乙交酯) 

5.16％PCT/84％聚DL丙交酯 

6.8％PCT/92％聚DL丙交酯 

7.4％PCT/92％聚DL丙交酯 

8.2％PCT/92％聚DL丙交酯 

9.8％PCT/92％的(80：20聚DL丙交酯/EVAC40) 

10.8％PCT/92％的(80：20聚DL丙交酯/EVAC25) 

11.4％PCT/96％的(50：50聚DL丙交酯/EVAC25) 

12.8％PCT/92％的(85：15聚DL丙交酯-co-乙交酯) 

13.4％PCT/96％的(50：50聚DL丙交酯-co-乙交酯) 

14.25％LOV/25％MPA/50％的(EVAC40/PBMA) 

15.50％MPA/50％的(EVAC40/PBMA) 

16.8％PCT/92％的(EVAC40/PBMA) 

17.8％PCT/92％EVAC40 

18.8％PCT/92％EVAC12 

19.16％PCT/84％PBMA 

20.50％CSA/50％PBMA 

21.32％CSA/68％PBMA 

22.16％CSA/84％PBMA 

实施例3 

进行以下实验来测量通过实施例2中所述的方法涂布的支架上的涂层的药物洗脱曲线。支架上的涂层由以下组成：4％紫杉醇和96％的50∶50的聚(DL-丙交酯-co-乙交酯)聚合物。各个支架涂布有500ug的涂层组合物并且在3ml的牛血清中在37℃培养21天。在培养周期期间在各天使用标准技术测量释放到血清中的紫杉醇。实验结果示于图13中。如图13所示，紫杉醇释放的洗脱曲线是非常缓慢的并且是受控的，因为在21天周期内仅仅约4ug的紫杉醇从支架 中释放。 

实施例4 

进行以下实验来测量通过实施例2中所述的方法涂布的支架上的涂层的药物洗脱曲线。支架上的涂层由以下组成：4％紫杉醇和92％的50∶50的聚(DL-丙交酯)和EVAC25聚合物。各个支架涂布有500ug的涂层组合物并且在3ml的牛血清中在37℃培养10天。在培养周期期间在各天使用标准技术测量释放到血清中的紫杉醇。实验结果示于图14中。如图14所示，紫杉醇释放的洗脱曲线是非常缓慢的并且是受控的，因为在10天周期内仅仅约6ug的紫杉醇从支架中释放。 

实施例5 

进行以下实验来测量通过实施例2中所述的方法涂布的支架上的涂层的药物洗脱曲线。支架上的涂层由以下组成：8％紫杉醇和92％的80∶20的聚(DL-丙交酯)和EVAC25聚合物。各个支架涂布有500ug的涂层组合物并且在3ml的牛血清中在37℃培养14天。在培养周期期间在各天使用标准技术测量释放到血清中的紫杉醇。实验结果示于图15中。如图15所示，紫杉醇释放的洗脱曲线是非常缓慢的并且是受控的，因为在14天周期内仅仅约4ug的紫杉醇从支架中释放。 

实施例6 

进行以下实验来测量通过实施例2中所述的方法涂布的支架上的涂层的药物洗脱曲线。支架上的涂层由以下组成：8％紫杉醇和92％的聚(DL-丙交酯)聚合物。各个支架涂布有500ug的涂层组合物并且在3ml的牛血清中在37℃培养21天。在培养周期期间在各天使用标准技术测量释放到血清中的紫杉醇。实验结果示于图16中。如图16所示，紫杉醇释放的洗脱曲线是非常缓慢的并且是受控的， 因为在21天周期内仅仅约2ug的紫杉醇从支架中释放。上述数据表明通过改变涂层的聚合物组分，药物的释放可以被控制达所需的时间段。 

实施例7 

在该实验中，测量了涂布有组合物的支架的洗脱曲线，所述组合物包括92％PGLA和9％紫杉醇，如实施例2中所述的。使用洗脱检测来提供紫杉醇从聚合物基质的释放动力学的数据。在37℃使用紫杉醇释放到小牛血清(bovine calf serum)来近似体内条件。虽然血清类似于血液，但是这种模拟未必反映了植入设备的真实的释放动力学。这种模拟提供了可重复的、受控环境，其中可以从所述可重复的、受控环境来评估相对的释放。洗脱数据被收集在一组紫杉醇涂布的支架上，所述支架包括0.13、0.20、0.29、0.38ug/mm²紫杉醇。在动物检测研究中，评估了0.13和0.26ug/mm²单元。 

洗脱检测方法：在37℃将涂布的支架置于小牛血清中。在指定的时间点，将支架从血清中移出。抽提涂层中剩余的紫杉醇。用最初负载到支架上的紫杉醇的负载量减去留在支架上的紫杉醇的量，计算出释放的紫杉醇的量。 

图17说明了每平方毫米支架表面释放的紫杉醇的量。 

表1显示了1、14和28天体外释放动力学的范围。 

如图16和表1所示，由于紫杉醇从第1天的0-0.051ug/mm²到第28天的0.046-0.272ug/mm²，涂层的释放动力学是缓慢的。 

表1 

实施例8 

分别用4％紫杉醇/96％PGLA和100％PGLA涂布的支架进行7O天和48天的实验获得其它血清洗脱数据。如前所述，通过分析42天时血清中紫杉醇的量来监控紫杉醇的洗脱。采用监控支架上剩余紫杉醇的数量的检测方法来表征在90天时的TG0331A的洗脱。5个检测可及的支架上剩余的紫杉醇给出了平均为2.29微克(范围是1.87-2.86)的最大值。 

在37℃在血清中的洗脱期间中，在特定时间点测量了涂布的支架的重量。将未处理的和模拟的灭菌单元(40℃，18小时)相比较，证明重量损失曲线存在差异。也显示了没有药物的PGLA的重量损失，进行比较。图18显示这些实验的结果。如图18所示，模拟灭菌造成涂布的支架的重量的增加。 

在实验期间的各个时间点处，用显微镜检查支架涂层并照相。下表2显示了样品#1-3的一些视觉特点。 

表2 

图19A-19D显示了，在血清培养90天后，涂层中存在的几乎全部药物都已洗脱，而一些聚合物基质仍然是附着于支架。总重量的改变、药物的洗脱和显微评估提供了涂布表面的良好表征。样品2和3均未看出模拟灭菌条件，并且响应更相近似。受到模拟灭菌条件的样品，即样品1，看起来具有较慢的涂层在血清中的降解速率。在显微镜下，对于涂层外观看到一种倾向，即这一组中保留了一定量的涂层。这是合理的，因为模拟灭菌条件刚刚低于聚合物的Tg，可能引起该材料的某些退火。 

90天时的药物洗脱证明，几乎所有的药物都已经从涂层中洗脱。所测量的药物量是最大值，因为降解的聚合物在检测波长处 还将导致一定的吸光率。考虑到对其它批次残余药物的检测，证明在血清中在28天后约80％的药物被洗脱。 

这些结果提供了证据证明：90天时聚合物仍然存在，但药物基本上已从血清中负载4％紫杉醇的PGLA基质中洗脱。 

实施例9 

通过抗-CD34涂布的不锈钢盘的内皮细胞夺取：在实验过程中，人脐静脉内皮细胞(HUVEC)(美国典型培养物保藏中心(American Type Culture Collection))在内皮细胞生长培养基中生长。将细胞用右旋糖酐和明胶涂布的样品(在它们的表面上有或没有结合抗体)培养，或者用裸不锈钢(SST)样品培养。培养后，将生长培养基除去，在PBS中洗涤样品两次。细胞在2％多聚甲醛(PFA)中固定10分钟，在PBS中洗涤3次，每次洗涤10分钟，以保证除去所有的固定剂。各样品用封闭液(blocking solution)室温培养30分钟，以封闭所有非特异性的结合。用PBS洗涤样品一次，然后暴露于VEGFR-2抗体的1∶100稀释液并培养过夜。随后，用PBS洗涤样品三次以保证除去所有的第一抗体。将封闭液中的FITC-共轭第二抗体1∶100稀释加入各样品中，室温在Belly Dancer仪器上培养45分钟。培养后，在PBS中洗涤样品三次，一次用含有0.1％Tween20的PBS，然后又在PBS中进行。用碘化丙锭(PI，propidium iodine)固定样品，在共聚焦显微镜下观察。 

图20A-4E是用右旋糖酐和抗-CD34抗体涂布的SST样品(图20A)、明胶和抗-CD34抗体涂布的SST样品(图20B)、裸SST(图20C)、右旋糖酐涂布且无抗体的SST样品(图20D)和明胶涂布且无抗体的SST样品(图20E)的显微照片。各图显示，如PI染色所显示的那样，只有抗体涂布的样品含有很多附着于样品表面的细胞。裸SST对照圆盘显示了很少的附着于其表面的细胞。 

图21A-21C是右旋糖酐涂布且无抗体结合于其表面的对照样品的显微照片。图21A显示，如PI染色所显示的，只有非常少 的细胞粘附于样品表面。图Z1B显示粘附细胞是VEGFR-2阳性细胞，表明它们是内皮细胞，图21C显示了染色的核和VEGFR-2阳性绿色荧光的结合。图21D-F是用明胶涂布但其表面无抗体的对照样品的显微照片。图21D显示没有细胞存在，因为样品中没有PI染色，也没有由样品发射的绿色荧光(见图21E和21F)。 

图22A-22C是右旋糖酐涂布的SST样品的显微照片，具有结合到其表面上的抗-CD34抗体。这些图显示，样品含有很多粘附细胞，它们己建立了几乎融合的单层(图22A)，并且如绿色荧光所显示的那样，其为VEGFR-2阳性的(图22B和22C)。类似地，图22D-22F是明胶涂布的样品的显微照片，具有结合到其表面的抗-CD34抗体。这些图也说明，如很多红色染成的核和VEGFR-2/FITC抗体发出的绿色荧光所显示的那样，HUVEC附着于样品表面上(图22E和22F)。 

实施例10 

用编码舒血管(vasodilatory)化合物和独特的细胞表面标记(截短MHC-I)的双顺反子(bicistronic)载体转染猪内皮祖细胞(EPCs)。MHC-I可以被固定在血管内假体上的特异性抗体所识别。抗体涂布的支架移植到猪的冠状动脉中，随后将遗传改性的EPCs移植到猪中。由于抗体-抗原相互作用通过涂布的支架来夺取EPCs，并且内皮单层在支架支柱上形成。所夺取的细胞可以分泌过表达的血管扩张剂，提高了远端流速(distal flow)，并且触发了阳性重塑。 

质粒选择：MACSelect K体系由以下组成：pMASCSK^k质粒载体，其是由Miltenyi Biotec(德国)开发的。pMACSK.II质粒是双顺反子(bicistronic)载体(5229bp)，其包含多克隆位点(MCS)，其中克隆了编码前列腺环素合成酶基因的cDNA，以及编码截短小鼠MHC I类分子，H-2K，的基因。开发了这种系统以便选择转染细胞，其中截短的MHC分子作为选择标记。天然的H-2K表达只限于一些稀少的鼠科品系(rare murine strain)(例如，AKRiJA或者CBNJ)，因此， 单克隆抗体至H-2K^k表面蛋白质(Miltenyi Biotec)应该基本上没有与其它表面抗原的外来反应性。 

评估与全血的交叉反应性：为了保证抗-H-2K^k抗体不与猪全血的细胞组分交叉反应，全血与FITC-共轭的抗H-2K抗体反应并且进行全血FACS分析(Beckman Coulter Cytomics FC500)。由于阳性对照全血借助小鼠脾成纤维细胞细胞系AKRIJASp(美国典型培养物保藏中心(ATCC))“形成脉冲(spike)”，其表达了H-2K^k表面抗原。 

成纤维细胞培养：AKR/JA.Sp成纤维细胞是在非涂布的T-75塑料烧瓶(Sarstedt，Montreal)中培养的，使用杜尔贝科(Dulbeccos)改性的伊格尔(Eagle)培养基(DMEM)，在37℃和5％CO₂的条件下，配制有4mML-谷氨酰胺，4500mg/L葡萄糖，1mM丙酮酸钠，1500mg/L碳酸氢钠，和10％小牛血清。细胞解离是使用胰蛋白酶/EDTA(Invitrogen)进行的。H-2K^k表达是使用荧光标记的H-2K^k抗体通过免疫组织化学分析而证实的。简要地，在2-孔非涂布的室(chamber)载玻片上以0.5×10⁶细胞/cm²来涂覆(plate)细胞。培养物在第1、2、3和4天使用2％多聚甲醛固定并且用FITC-共轭的H-2K抗体(Miltenyi Biotec，Germany)和核子标记碘化丙锭(PI)(Vectashield Mounting Medium，Vector Laboratories)来染色。使用共焦显微技术(Nikon Eclipse E800-Biorad Radiance2100)进行分析和量化。人成纤维细胞用作阴性对照。 

非粘附细胞的分析：对保持H-2K^k表面蛋白质而言，表征非粘附形式的AKRIJA.Sp细胞，以便确认在血液存在下使用这种系统的可行性。细胞在T-75非涂布的烧瓶中如上所述进行培养。在第4天，使用胰蛋白酶/EDTA离解粘附细胞，并且使用FITC-共轭的H-2K^k抗体和FACS分析(Beckman Coulter Cytomics FC500)测定表达H-2K^k表面蛋白质的细胞的数目。FITC-标记的小鼠IGg2a同种型用作阴性对照。 

质粒构建：在多个克隆位点使用BamHI和HindIII限制性序列，将编码前列腺环素合成酶的cDNA克隆到双顺反子(bicistronic) 质粒载体pMACS K^k.II(Miltenyi Biotec，Germany)中。使用质粒结构中包含前列腺环素合成酶基因和pVAX-1的1153碱基对的cDNA。在作为选择剂的氨苄西林(50ng/ml)存在下，进行HG70大肠杆菌(Ecoli)的转化。 

人α-CGRP的完整的cDNA获自Open Biosystems(目录#MHS1768-9144117；Huntsville AL)，在质粒载体pPCR-Script Amp SK(+)中。然后使用BamHI/EcoRI将所述片段结扎(ligate)到双顺反子(bicistronic)质粒载体pMACS K.II中。JM109大肠杆菌被转化而获得大量的质粒。 

EPC转染：通过Ficoll密度离心作用从猪的全血中富集猪单核细胞，并且通过上述的富集培养基来分离EPC。在培养中的7天后，使用核穿孔法(nucleoporation)(Amaxa Nucleofector，德国)，借助双顺反子(bicistronic)质粒载体来转染EPC，所述质粒载体包含转基因，其含有α-CGRP或者前列腺环素合成酶。在pVAXt质粒中，使用指示基因和内皮氧化氮合酶(eNOS)获得了＞70％的EPC的电穿孔法转染效率(数据未显示)。已成功转染且表达H-2K^k表面蛋白质的EPC被纯化和分离，这使用了MACS死细胞除去工具包，MACSelect K^k MicroBeads(MAC选择K^k微珠)和MS分离柱(Miltenyi Biotì)。MACSelect K^k MicroBeads是生物可降解的，并且在24小时内消失在细胞培养物中。 

血管扩张剂表达的测量：前列腺环素合成酶活性的测量：在转染后将转染的EPC保持在培养物中2天。改变培养基，并且根据厂商指导说明，通过放射免疫分析(Amersham公司)，通过测量培养基中的前列腺环素合成酶的代谢产物的水平，6-氧代(keto)前列腺素Fla(6-氧代(keto)-PGFlcu)来评定前列腺环素合成酶活性。 

测量α-CGRP活性：在转染细胞中，使用免疫组织化学染色工具(Bachem USA)来测定α-CGRP表达。在培养物中(3天)转染的EPC在-10℃固定在甲醇中达5分钟。洗涤细胞并且使其风干。为猝灭内源性过氧化物活性，固定细胞在过氧化氢/PBS的0.5％溶液中培 养7分钟。为封闭非特异性的结合，在血清封闭液中培养细胞20分钟。然后用第一抗体抗α-CGRP(兔单克隆，Bachem)处理细胞，以三个不同的稀释程度，1∶100，1∶200和1∶500，时间为2小时。然后冲洗载玻片并且使其暴露于生物素酰化的第二抗体达30分钟。然后冲洗细胞并且用HRP-抗生蛋白链菌素(strepavidin)络合物处理30分钟。在PBS冲洗后，使得细胞暴露于基板-色原混合物达3分钟。通过添加去离子水终止该反应。载玻片用Mayer′s苏木精复染色3分钟。载玻片然后在自来水中洗涤，将其放入PBS中，直到它们变为蓝色，然后用蒸馏水漂洗。然后使用95％和100％乙醇和二甲苯，使载玻片脱水。将载玻片盖片并且借助光学显微术来检验。 

抗体涂布的支架：不锈钢支架(9mm长)涂布有右旋糖酐和抗-H-2K^k抗体，如前所述。 

体内细胞夺取：全部实验在雄性约克郡幼猪(Juvenile Yorkshire swine)(＞30kg)中进行。通过在左侧颈动脉中进行动脉切开术而获得动脉通路。在给予200ug的冠状动脉内的硝酸甘油后，获得了冠状血管造影照片，并且进行在线定量冠状血管造影评估。支架被随机配置(depoly)，支架∶血管为1.1∶1，到LAD、冠状动脉回旋支或者右冠状动脉中的近端部分(proximal segment)。一旦移植，给予200ug的冠状动脉内的硝酸甘油。然后进行血管内超声(IVUS)以便测定血管口径，其中使用所配置的支架的远端侧分枝和远端边缘作为远端和近端基准。使用标准串联气囊导管(Cordis公司)实现用编码前列腺环素合成酶或者a-CGRP细胞的双顺反子(bicistronic)载体转染的细胞的给予。所述导管由以下组成：两个高度顺应的气囊，位置靠近设备的远端，其通过单个充气口来充气。一旦充气，在气囊之间隔离出长度为1.0厘米的血管区域，这形成了局部化输注室。远端的血流通过中央腔来提供，而溶液经由两个分开的腔通过整个所述的室被输注或吸出。输注腔靠近远端气囊终止，而排空腔以靠近于近端气囊的一个口而终止。串联气囊导管前进到支架移植的位点，并且气囊充气至25psi(1.7atm)。盐水通过滴注口来输送，直到分 离部分不含血液。支架的动脉部分被随机化以便接收盐水输注或者细胞输送。在2ml的细胞悬浮液中总共给出了3×10⁶EPC，在10分钟内输注速率为200uL/min，随后是10分钟的培养时间。然后缝合动脉切开术位点，使动物进行康复。在细胞治疗处理后，动物被圈养(house)28天。总共处理了34只动物，(10只：盐水对照，14只：前列腺环素合成酶，14只：α-CGRP)。在细胞输送后1小时，牺牲掉每组中的两只动物。将支架部分外植并且为SEM制备冲洗的支架动脉部分，包括固定在10％缓冲福尔马林PBS中达30秒和进一步固定在2％PFA以及2.5％戊二醛(BDH Inc.)/0.1M甲胂酸钠缓冲液(Sigma)整夜。使用1％四氧化锇(Sigma)/0.1M二甲胂酸缓冲液完成后固定，随后是用乙醇连续脱水和随后用CO₂的临界点干燥。干燥后，对样品进行金溅射，并且在扫描电子显微术(SEM)下观察结合到支架支柱上的细胞的存在。在支架移植后5天，牺牲掉两只来自前列腺环素合成酶组的动物，和两只来自α-CGRP组中的动物。外植支架动脉部分置于10％福尔马林/PBS溶液中直到进行标准组织化学分析。从各个支架上切割五部分；近端于支架(proxiaml to the stent)1mm，距支架近中心端(from the proximal end ofthe stent)1mm，支架中心，距支架远中心边(from the distal edge ofthe stent)1mm和远端于支架(distal to the stent)1mm。各个部分用苏木精&曙红(HE)和弹性蛋白三色染色。确定炎性(Inflammatory)[Kornowski记分(0-3)]记分以便评定而证明所输送的细胞的排斥。在指标程序(约28天)后，将动物麻醉，在右颈动脉中通过动脉切开术进行冠状血管造影。进行定量的冠状血管造影并且使用IVUS询问血管，使用标准临床算法，记录血管口径的变化。 

实施例11 

用于血管重塑的体外哺乳动物细胞的转染：使用包含编码负责生产腺苷的蛋白质和前列腺特异性细胞膜蛋白质的基因的双顺反子(bicistronic)质粒的电穿孔法，进行祖内皮细胞的转染。两基因 受控于其各自的促进剂，使得基因在本质上(constitutively)进行表达。 

如上所述类似地构造载体，包括编码前列腺特异性膜蛋白的基因，包括其天然促进剂，和编码α-CGRP的基因，其具有SV40促进剂，使得过表达串序排列在相同的表达载体中。质粒结构可用于转染细胞，哺乳动物细胞，以便用于患者中，如实施例9中所述的。在移植位点附近，移植涂布的医疗设备后，随后将细胞灌输入患者的循环系统中。 

在图23A和23B所举例说明的实施方案中，描述了一种医疗设备，其具有涂层，包括由无孔材料形成的基质。特别地，图23A和23B显示了示范性不锈钢支架的扫描电子显微照片，所述支架具有多孔涂层，其是由基质形成的，所述基质由纳米颗粒形成，所述纳米颗粒由金属合金制成。如附图所示，支架支柱的外表面涂布有基质，当支架移植入血管时，其将接触相邻组织。 

应当理解的是各种上述公开的和其它的特征与功能，或其备选方案，可以令人想望地结合到许多其它不同的系统或应用中。此外，各种目前未预见到的或未预期的备选方案，改变，变化或其中的改进可以随后由本领域技术人员实现，其同样意图被以下权利要求所涵盖。 

Claims (27)

1.一种可移植的医疗设备，其具有腔表面和涂层；其中所述涂层包括一层或多层的非聚合物或聚合物基质；一种或多种药物物质，和配体，其附着于所述基质并且可操作配置以便在将所述医疗设备移植入患者以后夺取在所述设备的腔表面上的循环祖细胞。

2.权利要求1的可移植的医疗设备，其中医疗设备是支架、血管移植物、合成移植物、心瓣瓣膜、导管、血管假体过滤器、起搏器、起搏器导线、除颤器、卵圆孔未闭(PFO)隔膜闭合设备、血管夹、血管动脉瘤闭合器、血渗析移植物、血渗析导管、房室旁路、主动脉瘤移植物设备或组件、静脉瓣膜、传感器、缝合线、血管吻合夹、留置静脉或动脉插管、血管鞘和给药口。

3.权利要求1的可移植的医疗设备，其中非聚合物基质由包括纳米颗粒的多孔材料形成。

4.权利要求3的可移植的医疗设备，其中纳米颗粒由金属或金属合金制成。

5.权利要求1的可移植的医疗设备，其中配体选自抗体、抗体片段或其组合；蛋白质；肽；和小分子。

6.权利要求1的可移植的医疗设备，其中所述配体对抗原或细胞膜分子具体专一性并且结合抗原或细胞膜分子，所述抗原或细胞膜分子选自CD133，CD45，CD34，CD31，CD14，CDw90，CD117，VEGFR-1，VEGFR-2，Muc-18(CD146)，CD130，干细胞抗原(Sca-1)，干细胞因子1(SCF/c-Kit配体)，Tie-2，MHC H-2K^k和HLA-DR。

7.权利要求1的可移植的医疗设备，其中非聚合物基质由纳米颗粒形成，所述纳米颗粒形成了直径为约5nm-约5um的多孔开口，并且配体是抗体，抗体片段或者其组合。

8.权利要求7的可移植的医疗设备，其中抗体或抗体片段是抗-CD34或者抗-CD133。

9.权利要求1的可移植的医疗设备，其中一种或多种药物物质选自血管扩张剂，抗生素/抗微生物剂，抗增殖剂，抗肿瘤剂，抗氧化剂，内皮细胞生长因子，平滑肌细胞生长和/或迁移抑制剂，凝血酶抑制剂，免疫抑制剂，抗血小板凝集剂，胶原合成抑制剂，治疗性抗体、氧化氮供体、反义寡核苷酸、伤口愈合剂、治疗性基因转运结构、肽，蛋白质，胞外基质组分，溶栓剂，抗代谢物，生长因子激动剂，抗有丝分裂物质，类固醇，类固醇性抗炎剂，趋化因子，增生物-激活受体-α激动剂，增生物-激活受体-δ激动剂；增生物-激活受体-γ激动剂，非甾体抗炎药物，血管紧张肽转化酶(ACE)抑制剂，自由基清除剂，CX3CR1受体的抑制剂和抗癌化疗剂。

10.权利要求1的可移植的医疗设备，其中所述一种或多种药物物质选自过氧化物酶体增生物-激活受体-α激动剂，过氧化物酶体增生物-激活受体-δ激动剂，过氧化物酶体增生物-激活受体-γ激动剂，降钙素基因相关肽(α-CGRP)，单核细胞趋化蛋白-1，腺苷，前列腺环素，速激肽，sialokinins，神经激肽，芳香酶抑制剂，纤溶酶原激活物，红细胞生成素，darbepotin，丝氨酸蛋白酶-1(SERP-1)和金属蛋白酶。

11.权利要求7的可移植的医疗设备，其中所述血管扩张剂占组合物的约1-约99％(w/w)。

12.权利要求7的可移植的医疗设备，其中在所述医疗设备上的所述涂层包括多层，其含有一种或多种血管扩张剂。

13.权利要求1的可移植的医疗设备，其中所述涂层包括一层或多层聚合物基质，所述基质包括弹性蛋白，弹性蛋白原，交联的弹性蛋白原或者其组合；一种或多种药物物质；附着于所述基质并且被配置以体内结合到设备腔表面上的循环祖细胞的配体，和一种或多种药用可接受的载体。

14.权利要求1的可移植的医疗设备，其中循环祖细胞是遗传改性的细胞，其具有用于体内结合到所述配体的细胞表面分子，其由DNA或者RNA结构表达并且编码，和一种或多种药物物质。

15.权利要求14的可移植的医疗设备，其中所述DNA或者RNA结构编码前列腺特异性蛋白和血管内皮生长因子。

16.权利要求13的可移植的医疗设备，其中所述涂层进一步包括在含所述药物物质的所述一层或多层聚合物基质之间的一或多阻挡层。

17.权利要求16的可移植的医疗设备，其中阻挡层包括生物可降解的和/或生物可吸收的材料。

18.权利要求17的可移植的医疗设备，其中生物可降解的材料是合适的可生物降解的聚合物，选自聚酯，多元羧酸，聚酐；聚原酸酯；多氨基酸；聚氧化乙烯；聚磷腈；聚乳酸，聚乙醇酸；聚对二氧环己酮；聚富马酸二羟丙酯；聚缩酚酸肽；聚己内酯，聚(D，L-丙交酯-co-己内酯)；聚聚己内酯-co-丙烯酸丁酯；聚羟基丁酸酯戊酸酯；聚碳酸酯；磷酸钙；聚葡糖胺多糖；蛋白质和多肽。

19.权利要求18的可移植的医疗设备，其中聚酯聚合物是PLA，PGA，PLGA，PPF，PCL，PCC，TMC和/或其共聚物。

20.权利要求18的可移植的医疗设备，其中聚酐包括马来酐聚合物。

21.权利要求18的可移植的医疗设备，其中聚碳酸酯是源自酪氨酸的聚碳酸酯和/或芳基化物，聚亚氨基碳酸酯，聚二甲基三甲基-碳酸酯或者氰基丙烯酸酯。

22.权利要求18的可移植的医疗设备，其中多糖是一种或多种选自透明质酸；纤维素，羟丙基甲基纤维素；明胶；淀粉；右旋糖酐；藻酸盐和其衍生物的物质。

23.权利要求18的可移植的医疗设备，其中聚交酯和聚乙醇酸(polyglycic acid)共聚物选自聚(L-乳酸)(PLLA)，聚(D，L，-丙交酯)，聚(乳酸-co-羟基乙酸)，和50/50(DL-丙交酯-co-乙交酯)。

24.权利要求17的可移植的医疗设备，其中可生物降解的聚合物是表面可消化的聚合物，其选自聚羟基丁酸酯和其共聚物，聚己内酯，结晶或者无定形聚酐，马来酐共聚物，和磷酸锌钙。

25.权利要求1的可移植的医疗设备，用于治疗血管病。

26.权利要求1的可移植的医疗设备，用于治疗血管病。

27.权利要求1的可移植的医疗设备，用于治疗再狭窄。