JP2006501887A - リン酸カルシウムで被覆された埋込型医用デバイスおよびその製作方法 - Google Patents

Abstract

本発明は、リン酸カルシウムを被覆した埋込型医用デバイスおよびその製作方法に関する。このリン酸カルシウム被覆は、インプラントに対する免疫応答（例えば、ステント処置手順における再狭窄）を最小限に抑えるように設計される。このリン酸カルシウム被覆を、医薬活性物質を貯蔵し、制御された方式で放出するために使用し得る。このような被覆は、任意の埋込型医用デバイスに適用することが可能であり、心血管ステント処置におけるバルーン血管形成、尿管ステント処置、およびカテーテル処置を含む多くの医療手順に有用である（ただし、医療手順の例は、これらに限定されるものではない）。このリン酸カルシウム被覆は、ゾル‐ゲル被着法、エアロゾル‐ゲル被着法、バイオミメティック被着法、リン酸カルシウムセメント被着法、電気泳動電着法、または電気化学的被着法による１つまたは複数の被覆として基材に適用し得る。この被覆は、人為的に設計された方式で薬物を収容し溶出し得る。

Description

本発明は、リン酸カルシウムで被覆された新規な埋込型医用デバイスおよびその製作方法に関する。リン酸カルシウムで被覆された独創的な埋込型医用デバイスにより、インプラントに対する免疫応答が最小限に抑えられる。この被覆された埋込型デバイスは、１つまたは複数の医薬活性物質を貯蔵し、制御された方式で体内に放出する機能を有する。

心血管ステントは、冠状動脈を拡げ、それによってより良好に血液を循環させるための血管形成術において広く使用されている。これは一般に、収縮状態のステント（通常は網状の金属製チューブの形態）をガイド・ワイヤに沿って血管狭窄部位に移動させるバルーン血管形成術によって実現される。ステントが定位置にくると、内側に置かれたバルーンによりステントを径方向に拡張させる。拡張後にバルーンを萎ませて血管から取り除き、ステントは拡張状態のまま定位置に残される。このように、ステントは、血管壁を骨格状に支持して血管の開口を拡げ、血液の流れを増加させる。この手術により、世界中で年間何百万人もの命が救われている。遺憾ながら、金属製のステントを配置すると、有害な副作用が生じることが多い。比較的大きな割合の患者（ある統計によると、最大で母集団の半分）が、炎症性再狭窄と呼ばれる、埋め込まれたステントに対する免疫応答や、血管の再狭窄につながるその他の悪影響を経験している。こうなると一般に最初のバルーン血管形成術から１〜２年以内に再手術処置が必要である。

医用デバイスの埋込みに関連する再狭窄その他の免疫応答に至る機序は、手術中に血管の内壁が損傷を受けることによって開始される。このような損傷を完全に回避することは極めて難しいが、その影響、すなわち炎症および／または感染は、埋込型金属製医用デバイスの表面を改変することによって軽減し得る。埋込型医用デバイスの最も一般的な表面の改変は、ポリマー製の薄膜状の被覆を施すことである。これらの被覆には、抗生物質、抗炎症剤およびその他のより複雑な薬剤など、医学的に活性な１つ（または複数）の作用物質を含浸させることが多い。これらの医学的に活性な作用物質は、多くの場合担体被膜の溶解により、動脈壁および血流へとしみ出ることによって被覆物から放出される。一般に、このような薬物送達系では、ポリ乳酸、ポリグリコール酸その他の生分解性ポリマーが、ヘパリンその他の血栓防止剤としばしば組み合わされて選択される。ステント上にポリマーを被覆することの具体的な利点は、ポリマーの被覆が可撓性を示し、概ね血栓形成性ではないことである。

これまで、ポリマー材料は、薬物送達の制御に使用され、ある種の薬物系については大きな臨床的成功を収めてきた。遺憾ながら、元々の金属表面よりも生体への適合性が高い生分解性ポリマーでも、依然として、生体組織には異物として認識される。そのため、生分解の過程には組織の炎症応答を伴うことが多い。心血管ステントなど、一部の命にかかわる用途においては、ポリマーで被覆したステントは、長期の（１年を超える）使用においては予想どおり機能しないことがわかっている。さらに、多くの場合ポリマー被覆は比較的迅速に再吸収されてステント表面からすぐに消失し、それに伴い薬物の長期的な効果が失われ、むき出しの金属表面が露出して組織に接触し悪影響を及ぼす。その結果、組織の有害な応答が生じ、炎症、（ステントの場合には）再狭窄、および外科処置を繰り返す必要が生じ得る。

したがって、完全に生体に適合し、ゆえに組織内でいかなる悪影響も生じない、埋込型医用デバイスを被覆する材料を見出すことが強く求められている。さらに、理想的には、この被覆材料は、１つまたは複数の医薬活性物質を目標部位に送達し得るものであろう。
多孔質の被覆材は、必要とされる量の薬物を吸着により受け入れ、次いでこの薬物を制御された様式で放出し得ることが研究により示されている。薬物の放出過程は、被覆材料の表面特性、ならびに薬物の吸着特性、分子サイズその他の特徴に依存する。

所望の特徴を示す１群の材料は長く知られているものであり、人体内の人工股関節など、大型の剛体インプラントの表面の改変に広範に使用されている。これらの材料は、ＣａＰ（リン酸カルシウム）ファミリーのメンバーであり、ＨＡ（ヒドロキシアパタイト）、リン酸二カルシウムおよびリン酸三カルシウム、ならびに部分的にまたは完全にアモルファス状のリン酸カルシウムを含む。これらの材料は、硬組織の鉱質成分であり、したがって、副作用を伴わない完全な生体適合性かつ生体再吸収性を有する。リン酸カルシウム、特にＨＡ（ヒドロキシアパタイト）は、骨の主要な無機成分であり、そのため、被覆を用いた薬物封入系および薬物送達系に全く新しい展望をもたらすものである。

ヒドロキシアパタイト・セラミックＣａ_１０（ＰＯ_４）_６（ＯＨ）_２は、薬物放出制御用の基質を含む様々な生物医学的応用例に使用されるＣａＰ（リン酸カルシウム）を用いた生体活性材料群に属する（非特許文献１〜３）。ＣａＨＰＯ_４．２Ｈ_２Ｏ（リン酸二カルシウム）またはＣａ_３（ＰＯ_４）_２（リン酸三カルシウム）などのＣａＰファミリーの他のメンバーも、類似の目的に使用されている。ＣａＰファミリーの材料は、人体組織との生体適合性の度合いが高いと長い間認められてきた。

ＨＡ被覆などのリン酸カルシウム被覆を、埋込型デバイス上に熱により被着させて使用することは、これまで用いられてきたこのような被覆の厚さが０．０１ｍｍよりも厚く、バルクの形態のときには脆性的な挙動を示すことから制限されてきた。この特徴のために、これらの被覆材の使用は、歯科用または股関節用のインプラントなどの固体支持構造物であるため構造が大きく変形し得ない応用例に制限されてきた。このような例では、被覆が損傷する可能性は限定されており、改善された形で骨と組織の一体化が生じる。特に、ＨＡで被覆されたインプラントは優れた生体適合性を有し、インプラントと周囲の組織の一体化（オッセオインテグレーション）が加速されることが示されている。このような被覆材の生体再吸収速度は、同被覆材の結晶性および化学組成を調整することによって、例えば、炭酸基の組み込みその他当業者に周知の方法によって制御し得る。

熱による被覆に代わる方法は、室温でＨＡ被膜をバイオミメティック法により被着させることである（ＢＭ−ＨＡ）。この技術は、薬物送達などの様々な生物医学的用途に使用されている（非特許文献４、特許文献１、非特許文献５、非特許文献６）。この形成機序は、ＨＡが最も安定な相になる適切なｐＨの溶液下で、Ｃａ^２＋およびＰＯ_４ ^３−の過飽和によって促される。この形成過程は室温または室温に近い温度で進行するので、核形成および成長によって形成されるアパタイト結晶に、抗生物質、抗癌剤、抗炎症剤などの生物学的に活性な分子種を組み込むことが可能である。ＢＭ−ＨＡの被着速度は、０．０５〜０．５μｍ／時間の範囲である。

この比較的遅い被着速度は、適切な濃度のカルシウムイオンおよびリンイオンを含む溶液内で、ステントなどの被覆される金属基材に電界を印加すると大きく高められることがある。この被覆処理の変法を通常、ＥＣＤ（Electro-Chemical Deposition ：電気化学的被着法）と称し、得られた被膜をＥＣＤ−ＨＡと称する。ＥＣＤも室温（または室温に近い温度）で進行するので、ＥＣＤ−ＨＡ内に薬物を封入することも可能である。ＢＭ−ＨＡ形成用の生理溶液は、当然のことながら水ベースであり、そのため、疎水性の生体活性物質をＢＭ−ＨＡ被覆内に封入することは不可能である。バイオミメティックＨＡ被膜（ＢＭ−ＨＡおよびＥＣＤ−ＨＡのいずれも）は、室温で埋込型医用デバイス上に被着させることが可能であり、このことは、被着の際に薬物を封入するのに大きな利点になる。

遺憾ながら、ＢＭ−ＨＡおよびＥＣＤ−ＨＡと金属表面の結合強度は一般に、ゾル‐ゲル法によるＨＡ（ここでは、ＳＧ−ＨＡと称する）の結合強度よりもかなり小さい。一方で、ＢＭ−ＨＡまたはＥＣＤ−ＨＡと、予め固化させたヒドロキシアパタイトとの結合強度は大きく、概ね４０ＭＰａよりも大きい。この点で、金属基材に良好に結合した既に存在するＳＧ−ＨＡ被膜の上面にＢＭ−ＨＡまたはＥＣＤ−ＨＡ被膜をさらに積み重ねると、室温で被着させた被膜の結合強度を大きくし、多孔率を制御し、薬物を封入する能力を実現するための新規な創意に富んだ手段が得られる。

薬物を含浸させ封入するために室温（または室温に近い温度）で多孔質リン酸カルシウム被膜、特にヒドロキシアパタイトを被着させる別の代替手段は、いわゆるＣＰＣ（リン酸カルシウムセメント）を用いる手段である。以前に開示されている（特許文献２参照）この方法では、リン酸カルシウムの前駆物質Ｃａ（ＯＨ）_２およびリン酸カルシウム塩の無水リン酸一カルシウムの微粒子をエタノール中で粉砕混合し、その後、被膜としてリン酸ナトリウム溶液を含浸させる（この手順の詳細については、下記の実施例４を参照されたい）。この加工処理の結果、被膜の再吸収中に浸出によって薬物が送達されるのに適した、部分的にアモルファス状の微孔質ＣＰＣ−ＨＡが得られる。上記で述べたのと同様に、ＣＰＣ−ＨＡ被膜と金属表面、例えば、インプラントまたはステントの金属表面との結合は弱い。しかし、予め固化させたＨＡ表面、例えばＳＧ−ＨＡ上に被着させたＣＰＣ−ＨＡ被膜では、概ね４０ＭＰａを超える高い結合強度が実現される。この点で、金属基材に良好に結合した既に存在するＳＧ−ＨＡ被膜の上面にＣＰＣ−ＨＡ被膜をさらに積み重ねると、室温で被着させた被膜の結合強度を高め、多孔率を制御し、薬物を封入する能力を実現するための新規な創意に富んだ手段が得られる。

電界を利用する薄膜被着技術は、特にステントなどの複雑な基材では、得られた被膜が均一であるという大きな利点を有する。このような技術の１つは、ＥＰＤ（Electro-Phoretic Deposition ：電気泳動電着法）と称するものであり、セラミック加工においては周知の方法である。この方法では、液体中に懸濁させたセラミックの微粒子（粒径は概ね約１μｍ以下）が、この液体との相互作用によって、あるいは、この懸濁液に表面活性物質を加えることによって電荷を獲得する。このようなＥＰＤ系の最も簡単な例は、水と（硝酸などの）酸の混合液中に懸濁させた酸化物（または、ヒドロキシアパタイトなどの水酸化物）セラミック粉体である。このような環境では、陽子は、これらのセラミック粒子の表面上に吸着する傾向があり、その結果該粒子に正電荷が与えられる。電界を印加すると、このような荷電粒子は、負極（カソード）に移動することになる。塩基性環境では正反対のことが生じることになる。すなわち、負に帯電したセラミック粒子が、正極（アノード）に移動する。ＥＰＤは、特許文献３に開示されているように、リン酸カルシウム被膜などのセラミック被膜を被着させる優れた技術である。遺憾ながら、ＥＰＤ被膜は、十分な構造的完全性を得るために、比較的高温で焼結しなければならない。例えば、特許文献３に開示されたリン酸カルシウムのＥＰＤ被膜は、６００℃〜１３５０℃で焼結しなければならなかった。これは、例えば、表面の酸化または微細構造の変化（例えば、結晶粒成長）の点で、金属基材に実質的な変化を誘起するのに十分に高い温度である。

これまで、ＨＡ内に薬物を封入することは、焼結した多孔質ＨＡセラミックに単純に後で含浸させることによって実現されてきた（非特許文献７）。この方法では、薬物の分子は、単純に多孔質セラミックの表面上に吸着される。薬物の放出は、生理学的な流体に曝された後で、薬物が脱着して周囲の組織へ浸出することによって実現される。遺憾ながら、吸着された薬物分子の大部分は、このような系から比較的短期間で放出される。焼結した多孔質リン酸カルシウムのミクロスフェアに薬物材料を含浸させることについては、特許文献中で報告されている。特許文献４では「持続放出性」多孔質顆粒が特許請求されているが、同文献では２００〜１４００℃で顆粒を焼結し、同顆粒の細孔に薬物成分を含浸させる。特許文献５では「リン酸カルシウムの微小担体およびミクロスフェア（Calcium
phosphate microcarriers and microspheres）」が特許請求されているが、同文献では中空のミクロスフェアを焼結し、薬物を含浸させて持続放出させる。特許文献６では、巨視的な形状に硬化し、同時に薬物材料を封入して持続放出させることが可能な、結晶性の低いアパタイトが特許請求されている。細菌感染症を、骨性の感染部位で処置するために、アミノグリコシド系抗生物質であるＧＳ（硫酸ゲンタマイシン）用の担体として多孔質の複合ＨＡを使用することが示唆されている（非特許文献８）。ＨＡ被覆内にタンパク質が存在しても、カルシウムイオンまたはリンイオンの溶解特性には影響を及ぼさず、溶解特性は媒質によってのみ決まる（非特許文献９）。

いくつかの特許文献において、ステントが開示されている。特許文献７は、壁にレーザによる切欠きを有する拡張性金属チューブ型人工器官を開示している。この人工器官に、生体適合性を与えるためにＴｉＮ（窒化チタン）を被覆し得る。この人工器官の壁の穴を利用して、薬剤などを局所的に投与し得る。

特許文献８は、金属性の管状基部を備えて構築されたステントを開示している。このステントは、３つの層を有するように構築し得る（図２参照）。第１層１５は典型的には、３１６Ｌステンレス鋼製である。中間層５０は、好ましくは、ニオブ、ジルコニウム、チタン、およびタンタルからなる群から選択された貴金属またはその合金で形成される（第７段の第５８〜６１行を参照されたい）。第３層すなわち外層８０は、組織の炎症および血栓形成を回避することを主目的として機能する生体適合層として、酸化金属、水酸化金属、または硝酸金属など、好ましくは、酸化イリジウムまたは硝酸チタンなどのセラミック状の金属材料から構成されることが好ましい。

特許文献９は、複数のストラットを備えた円筒として形成された薄壁ステントを開示している。ストラットの中には流路が形成される。これらの流路に治療薬を投入し得る。動脈の再狭窄（再度狭くなること）を防ぐためにこれらの流路に投入し得る治療薬として、ラパマイシンが具体的に言及されている。
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完全に生体に適合し、ゆえに組織内でいかなる悪影響も生じない、埋込型医用デバイスを被覆する材料を見出すことが強く求められている。さらに、理想的には、この被覆材料は、１つまたは複数の医薬活性物質を目標部位に送達し得るものであろう。

本発明は、リン酸カルシウム被覆を有する埋込型医用デバイスを対象とする。このデバイスは、（ａ）基材と、（ｂ）この基材上のリン酸カルシウム被覆とからなり、前記被覆は、所望の結合特性および多孔質特性を有する。

このデバイスのリン酸カルシウム被覆は、ヒドロキシアパタイトとし得る。このリン酸カルシウム被覆の厚さは、約０．００００１ｍｍ〜０．０１ｍｍとし得るが、好ましくは、約０．００１ｍｍ〜０．０００１ｍｍである。基材とリン酸カルシウム被覆の引張結合強度は、約２０ＭＰａよりも大きくなり得る。このリン酸カルシウム被覆は、直径約１μｍ〜１００μｍおよび厚さ約１μｍ〜１０μｍの粒子として、デバイス上に被着させることが可能である。これらの粒子により、基材の表面の約２０％〜約９０％を覆い得る。

この埋込型医用デバイスは、ステンレス鋼、コバルト合金、チタンコバルト−クロムまたは金属合金で構築し得る。リン酸カルシウム被覆は多孔質とすることが可能であり、これらの細孔は薬物を保持し得る。これらの細孔からの薬物の放出速度は人為的に設計された方式で制御し得る。

基材は、第１のリン酸カルシウム被膜および第２のリン酸カルシウム被膜を有することが可能であり、薬物を、これら第１および第２のいずれの被覆にも、あるいは一方の被覆にのみ含めることが可能である。この薬物は、再狭窄を阻止するものとし得る。リン酸カルシウム被覆は、リン酸二カルシウム、リン酸三カルシウム、またはリン酸四カルシウムとし得る。このデバイスは、ヒトまたは動物の組織用の埋込型デバイスとし得る。このデバイスは、リン酸カルシウムで被覆されたステントとし得る。

本発明は、埋込型医用デバイスにリン酸カルシウム被覆材を被覆する方法も対象とする。この方法は、（ａ）水またはアルコールをベースとした媒質中でリンの前駆物質を加水分解することと、（ｂ）このホスファイトが加水分解された後に、媒質にカルシウムの塩前駆物質を加えてリン酸カルシウム・ゲルを得ることと、（ｃ）このリン酸カルシウム・ゲルを被覆材として基材の表面上に被着させることと、（ｄ）このリン酸カルシウム被覆を、適切な高温で所定の時間焼成して、所望の結晶性、結合特性、および多孔質特性を有する結晶化したリン酸カルシウムを得ることとからなる。

基材上に被覆材を被着させることは、エアロゾル被着法、ディップ・コーティング法、スピン・コーティング法、電気的リン酸塩処理法、または電気化学的被覆法によって実施し得る。リン酸カルシウム被覆は、少なくとも約３５０℃の温度で焼成し得る。リン酸カルシウム・ゲルは、ヒドロキシアパタイト・ゲルとし得る。

リン酸カルシウム被覆の多孔性は制御することが可能であり、薬物を保持し得る。薬物の放出速度は制御し得る。リン酸カルシウム被覆は、ヒドロキシアパタイト、リン酸二カルシウム、リン酸三カルシウム、またはリン酸四カルシウムとし得る。

ホスフェートの前駆物質は、アルキルホスファイトまたはリン酸トリエチルとし得る。カルシウムの前駆物質は、水溶性カルシウム塩とし得る。この水溶性カルシウム塩は、硝酸カルシウムとし得る。

本発明は、軟部組織用の埋込型デバイスにリン酸カルシウム被覆材を被覆する方法も対象とする。この方法は、（ａ）軟部組織用の埋込型基材を提供することと、（ｂ）この基材上に、バイオミメティック被着法を利用してリン酸カルシウム被覆材を被着させること、または、（ｃ）この基材上に、リン酸カルシウムセメント被着法を利用してカルシウム被覆材を被着させること、または、（ｄ）この基材上に、電気泳動電着法を利用してリン酸カルシウム被覆材を被着させること、または、（ｅ）この基材上に、電気化学的被着法を利用してリン酸カルシウム被覆材を被着させることとからなる。

このデバイスを、リン酸カルシウムで被覆されたステントとし得る。このリン酸カルシウム被覆材は、ヒドロキシアパタイトとし得る。このリン酸カルシウム被覆材は、離散粒子として不連続に基材上に被着させることが可能である。

第１のリン酸カルシウム被覆は、基材上に、エアロゾル‐ゲル法、ゾル‐ゲル法、または電気泳動電着法、あるいは電気化学的被着法を利用して被着させることが可能であり、第２のリン酸カルシウム被覆は、第１の被覆または基材上に、エアロゾル‐ゲル法、ゾル‐ゲル法、バイオミメティック法、リン酸カルシウムセメント法、電気泳動電着法、または電気化学的被着法を利用して被着させることが可能である。

リン酸カルシウム被覆は、薬物を収容し、それを溶出させることが可能である。リン酸カルシウム被覆を、ヒドロゲル被膜で被覆することができる。リン酸カルシウムを、不連続な非等軸の粒子として基材上に被着させることが可能である。これらの非等軸な粒子の
平均サイズを約０．１μｍ、厚さを最大で約０．０１ｍｍとし得る。第１および第２の被覆は薬物を含み得る。

ゾル‐ゲル状の前駆物質中のカルシウムとホスフェートの比は、様々なリン酸塩の相を得ることが可能なように設計し得る。リン酸カルシウムの相は、ヒドロキシアパタイト、リン酸二カルシウム、リン酸三カルシウム、またはリン酸四カルシウムとし得る。

図面に、本発明の特定の実施形態を示すが、これらを、本発明の趣旨および範囲をいかなる形にも限定するものと解釈すべきではない。

以下の説明を通じて、本発明をより完全に理解するために具体的な詳細について述べる。ただし、これらの具体例なしでも本発明を実施し得る。それ以外の場合には、本発明が不必要に不明瞭になるのを避けるために、周知の要素を詳細に示しておらず、また説明もしていない。したがって、本明細書および図面は、限定的なものではなく、例示的なものとみなすべきである。

本発明の一実施形態では、大容量の薬物担体として働き得る生体適合性かつ生体再吸収性の可撓性薄膜リン酸カルシウム被覆を備えた埋込型医用デバイスを対象とする。このようなＣａＰ被覆には、被覆が体液中に溶解する際にいかなる副作用もなく、薬物の保持特性および放出特性をも決める被覆の溶解速度および微細構造を高度に制御した状態で設計し得る。

現存する埋込型医用デバイスのあらゆるタイプのうち、バルーン血管形成術で使用する冠状動脈ステントは、このようなステントが可撓性を示すように設計すべきであることから、このようなステント上にゾル‐ゲル法により被着させた薄い可撓性ＣａＰ被覆の有効性をテストするための有用なモデルを提供する。ただし、以下の実施例でこのようなステントを使用することについて、ＣａＰ被覆の応用例がステントだけに限定されると解釈すべきではない。本発明は、事実上いかなるタイプの体内埋込型デバイスにも広く適用される。

本発明者らは、予想外にも、ゾル‐ゲル法により強固に結合した被覆が被着され、その厚さが約０．００１ｍｍ未満の場合には、ＣａＰの固有な脆性挙動によってこの系の変形能力が制限されることがなくなることを突き止めた。このような薄いＣａＰをゾル‐ゲル法により被着させたステントの収縮／拡張を繰り返す実験から、被覆が約０．００１ｍｍよりも薄く、基材に強固に結合している場合には（引張結合強度は、ＡＳＴＭ Ｃ−６３３基準による標準的な強度実験で測定したとき、約４０ＭＰａよりも大きくなければならない）、この被覆はステントから分離せず、被覆に見た目の損傷もないことが明らかになった。

さらに、本発明者らは、リン酸カルシウムを被着させる新規のゾル‐ゲル法、具体的にはＨＡ（ヒドロキシアパタイト）の合成（本発明者らの米国特許第６，４２６，１１４ Ｂ１号（２００２年７月３０日、ティー トロジンスキー（T. Troczynski ）、ディー リュー（D. Liu）、「ゾル‐ゲル法によるリン酸カルシウムセラミック被覆ならびにこれを作製する方法（Sol-Gel Calcium Phosphate Ceramic Coatings and Method of Making Same）」）で以前に開示されている）を利用する場合、得られる薄い可撓性被覆の多孔性が制御されることを見出した。この多孔性を利用して、被覆内に薬物を保持し、同薬物を制御された速度で放出することができる。

本発明は、埋込型医用デバイス上に、リン酸カルシウム、特にＨＡ（ヒドロキシアパタ
イト）の薄膜被覆を合成するＳＧ（ゾル‐ゲル）法に関するものである。この方法により、比較的低い温度で、すなわち約３５０℃から開始される温度で、結晶化が制御された形態のＨＡを得ることが可能である。これは、ゾル‐ゲル法によるＨＡ合成では予想外に低い結晶化温度である。この方法により、化学的かつ物理的な均質性に優れ、かつ基材との結合強度に優れたＨＡ被覆が得られる。このように処理温度を低くすると、熱により誘起される層転移、微細構造の崩壊、または酸化による基材金属の劣化が回避される。

本明細書で開示するのは、ＥＰＤ（電気泳動電着）法による均一なヒドロキシアパタイトの被膜（ＥＰＤ−ＨＡ）を複雑なステント表面上に被着させる方法である。この方法では、被膜の実質的な構造的完全性および金属基材との高い結合強度を実現するために、５００℃よりも高い温度で焼結させるという必要がない。この方法の第１ステップは、例えば米国特許第５，２５８，０４４号に開示されている周知のＨＡ被膜のＥＰＤであり、１μｍ未満のＨＡ粒子を水に懸濁した懸濁液を使用して行う。この被膜を乾燥させ、次いでＨＡの焼結を開始するために５００℃で１０〜６０分熱処理する。この被膜は、ステントその他の医用デバイスあるいはインプラント上の被覆として実際に使用するには依然としてあまりにも脆弱であり、結合も弱すぎるが、エアロゾル‐ゲル法によるＨＡの液滴を含浸させることを含む後続の処理ステップに耐えるには十分に強いものである。この液滴は、毛細管吸引作用に強く助けられて、予め被着させたＥＰＤ−ＨＡの細孔に浸透する。そのため、ＨＡのゾル‐ゲル前駆体が、このＥＰＤ−ＨＡのほとんどの細孔に浸透し、金属基材にまで至る。この時点で、この複合被膜を乾燥させ、４００〜５００℃の比較的低い温度で焼結することが可能である。これは、この被膜のゾル‐ゲル成分の活動が極めて活発なことによるものである。熱処理中に、このゾル‐ゲル被膜は、ＥＰＤによって被着させたＨＡ粒子を結合し、かつ金属基材に良好に結合する。このように、（ＥＰＤ法による）被膜の均一性および（ゾル‐ゲル法による）低温焼結性がともに実現される。ステント上で均一なＨＡ被覆を得るためのこの新規で創意に富んだハイブリッド技術により、厚さが約１μｍ〜１００μｍ、さらに１００μｍを超える範囲で、約１０体積％〜約７０体積％の範囲の多孔率を備えた被膜を生成し得る。このような厚い多孔質のＨＡ被膜は、この被膜の開孔部に含浸させることによって薬物が装填される優れた担体である。ステント上にＨＡ被膜を準備するためのこのようなハイブリッド法の詳細およびそのいくつかの変法を以下の実施例に示す。

ｉｎ ｖｉｖｏで薬物を送達することに伴う問題は、担体作用物質に毒性があること、薬物を装填する能力が全体的に低いこと、ならびに自己調整的に決められた時間で放出が行われるように薬物送達を制御することを目的とすることに関係していることが多い。薬物を装填する能力が比較的高いコロイド状の担体系を除き、ほとんどの有機系では、生体活性薬物の送達レベルは十分ではない。比較的低い温度で熱処理されたゾル‐ゲル被膜は、利用可能な表面積および細孔のサイズの点で、コロイド状被膜の特性に極めて類似している。

本発明によるゾル‐ゲル法により、比較的低い温度、すなわち約３５０〜５００℃で、結晶化した形態のリン酸カルシウムを得ることが可能である。熱処理の温度および時間を変化させると、被覆の結晶性が制御される（すなわち、より低い温度では、よりアモルファス的な、より再吸収され易い被覆を処理し得る）とともに、被覆の多孔率が制御される（より低い温度では、多孔率がより高くなり、細孔の平均サイズがより小さくなる）。ゾル‐ゲル前駆物質混合物中のＣａ／Ｐの比を変化させると、例えば、ヒドロキシアパタイト、リン酸二カルシウム、リン酸三カルシウム、またはリン酸四カルシウムなど、様々なリン酸カルシウムの相を得ることが可能になる。

本発明は、１実施形態において、ヒドロキシアパタイトなどのリン酸カルシウムを調製するためのゾル‐ゲル法を対象とする。この方法は、（ａ）水またはアルコールをベース
とした媒質中でリン前駆物質を加水分解することと、（ｂ）このホスファイトが加水分解された後に媒質にカルシウム塩前駆物質を加えて、ヒドロキシアパタイト・ゲルなどのリン酸カルシウム・ゲルを得ることと、（ｃ）このゲルを埋込型医用デバイスの表面上に被着させることと、（ｄ）このリン酸カルシウム、例えばヒドロキシアパタイトを、適切な高温で所定の時間焼成して、デバイス上の被覆に関して所望の結晶性、結合特性、および多孔質特性を得ることとを含む。このゲルの被着は、エアロゾル被着法、ディップ・コーティング法、スピン・コーティング法、電気泳動電着法など、様々な方法によって行い得る。

好ましい実施形態では、リン前駆物質をアルキルホスファイトとすることが可能であり、このアルキルホスファイトをトリエチルホスファイトとすることが可能である。さらに、カルシウム前駆物質を水溶性のカルシウム塩とすることが可能であり、この水溶性カルシウム塩を硝酸カルシウムとすることが可能である。この結晶化したリン酸カルシウムは、約３５０℃以上の温度で焼成し得る。金属製の埋込型医用デバイスは、ステンレス鋼、コバルト合金、チタン製の基材およびその他の金属合金製の基材とし得る。

本発明者らは、リン酸カルシウム被覆のある特定の特性が維持されれば、この被覆は、その化学的性質、高い生体適合性、および高い生体再吸収性を保ちながら、極めて可撓性が高くなることを見出した。最も重要な特性は、（ａ）被覆の厚さ、および（ｂ）被覆が金属基材に結合する強度である。本発明者らは、ＣａＰ被覆の厚さが約０．００１ｍｍ未満に維持され、金属基材に対する結合強度が約４０ＭＰａよりも大きい場合には、この基材−被覆系が基材単体の変形能力を保持すること、すなわち、この系が変形する際に、系の完全性を維持することを繰り返し実証した（以下の実施例を参照されたい）。

さらに、本発明者らは、金属基材上に不連続に、すなわち、直径約１〜１００μｍの離散した「アイランド」および「パッチ」の形態で被着させた比較的厚いＣａＰ被覆は、基材の変形に対して高い耐性を保持することを見出した。本発明者らの実験から、このような１〜１００μｍの、約１〜１０μｍの厚さのパッチで被覆されたステントは、このセラミックのパッチに損傷を与えることなく、波形に屈曲させ、次いで、拡張させることが可能であることが示された。これらのパッチは、ＢＭ−ＨＡ、ＥＣＤ−ＨＡ、ＣＰＣ−ＨＡ（これらはすべて室温または室温に近い温度で行う）、または、ＥＰＤ−ＨＡ、ＳＧ−ＨＡ（この２つの技術は、高温での熱処理を含む）、およびこれらの組合せなど、上記で論じた様々な方法で基材上に被着させることが可能である。後述の実施例に、これらの被覆被着技術について例示する。ＣａＰ被膜を不連続に被着させた医用インプラントでは、金属基材の区域の一部が生体組織に露出していることがあり、その場合も、上記で説明した有害な組織反応が生じ得る。この問題は、不連続なＣａＰ被膜と、連続した生体適合性かつ非血栓形成性のポリマーとを組み合わせることによって回避し得る。よって、医用インプラント上にＣａＰ‐ポリマー複合被覆を施すということになる。さらに、薄い（０．００１ｍｍ未満の）連続ＣａＰ被覆と、より厚い不連続ＣａＰ被覆とを組み合わせることが可能である。

この方法の効果（実施例で詳細に説明する）を代表図１および図２に示す。図１Ａに、不連続なＡＳＧ−ＨＡ薄膜を被覆したステンレス鋼（３１６Ｌ）製のステントを示す。図１Ｂは、矩形で示す（Ａ）部分の拡大図である。図２Ａに、不連続なＡＳＧ−ＨＡ薄膜を被覆したステンレス鋼（３１６Ｌ）製のステントを波形に屈曲させ、被覆への損傷がないことを示す。図２Ｂは、同じステントを拡張させた後、被覆への損傷が認められないことを示す。

本発明者らが、連続／不連続な可撓性ＣａＰ被膜またはＣａＰ／ポリマー被膜を見出したことにより、医用インプラント（特に冠状動脈ステントなど、変形能力が求められる医
用インプラントが含まれるが、これらに限定されない）のための極めて生体適合性が高いＣａＰ被覆を新しい適用範囲に応用する道が開けた。

ＳＧ（ゾル‐ゲル）法により、固相合成、湿式沈降法、または水熱合成法などの他の手段に比べて、最終的なセラミック製品の化学的かつ物理的な均質性が優れたものになる。ＳＧ法により、所望のセラミック相、例えば薄膜ＣａＰ被覆を、一部の代替方法よりもかなり低い温度で合成し得る。ＳＧ被覆法では、熱により誘起される相転移および微細構造の改変または酸化による基材金属の劣化が回避される。ＳＧ法により、例えば、環境に配慮する能力が高くなり、この方法は、薄いセラミック被覆を被着させる極めて好都合な方法である。

高温（３５０〜５００℃）でＨＡ被膜をゾル‐ゲル法により被着させること（ＳＧ−ＨＡ）は、以前に米国特許第６，４２６，１１４ Ｂ１号に開示されている。ＨＡをＳＧ（ゾル‐ゲル）処理することにより、カルシウムとリンの前駆物質を分子レベルで混合して、得られるリン酸カルシウムの化学的な均質性を改善することが可能になる。このリン酸カルシウム相の結晶性は、処理中に水処理を適切に利用することによって高めることが可能である。ゾル‐ゲル前駆物質混合物中のＣａ／Ｐ比を変化させることにより、例えば、ヒドロキシアパタイト、リン酸二カルシウム、リン酸三カルシウム、またはリン酸四カルシウムなど、いくつかのリン酸カルシウム相のいずれをも得ることが可能である。ＳＧ法の融通性により、ディップ・コーティング、スピン・コーティング、またはエアロゾル被着というかなり簡単な工程で、薄膜被覆を連続または不連続に形成する自由度が得られる。

生体活性をより長期間保つ応用例では、ＨＡの結晶性の度合いを高くすることがしばしば求められる。というのは、部分的に結晶化している、あるいはアモルファス状のリン酸カルシウム被覆、例えばＨＡ被覆は、生体組織によって迅速に再吸収されるからである。現時点で開示している埋込型医用デバイス上のＨＡ薄膜の応用例では、加工処理中に時間／温度の履歴を変化させることによって、ＨＡ被覆の結晶性を制御することが可能である。これにより、被覆の再吸収速度、したがって、被覆の微細孔中にしみ込んだ薬物の放出速度を制御し得る。

ゾル‐ゲル法によって生成されるセラミックは、細孔サイズが良好に規定された（狭い間隔に分布した）細孔を高い割合で含むように設計し得る。これは、ＳＧ法によって生成される最終的な酸化セラミックに至るまでの化学的反応経路の結果である。元の前駆物質の質量のほんの一部しか最終的に酸化セラミックに変換されず、熱処理の間に通常はガスの形態で放出される残りの部分は通常、水と二酸化炭素の組合せである。そのため、ガスが放出された後は、乾燥条件ならびに熱処理の時間および温度に応じて、多孔率が高く、ある種の例では最大９０％の状態となる。これらの細孔は、はやり乾燥条件ならびに熱処理の時間および温度に応じて、直径数ｎｍにも小さくし得る。実際には、このようなゾル‐ゲル法により誘導された酸化セラミックの利用可能な表面積は、酸化物１グラム当たり数百平方メートルに達し、その結果この酸化セラミックは、ガスまたは液状の物質あるいは溶液の優れた吸収体になり得る。例えば、４００℃という比較的低い温度で処理したゾル‐ゲルＨＡの細孔の平均サイズは直径約５ｎｍであり、これらの細孔の直径の９０％が１〜３０ｎｍの範囲に入る。この独特な多孔特性は、ゾル‐ゲル法により誘導されたセラミックの乾燥剤、フィルタ、および膜を生成するのに広く利用されている。この点で、ゾル‐ゲル法により誘導された酸化セラミックは、多孔率が高く、かつ利用可能な表面積が大きくなるように処理するのが一般に難しいポリマーに比べて大きな利点を有する。本発明では、利用可能な表面積が大きいので大容量の薬物担体となる、ゾル‐ゲル法により誘導されたＣａＰ被覆のこの独特な特性を、医用インプラント、特にステントに用いる。

本願明細書では、適切な場合には「ＣａＰ（リン酸カルシウム）」という用語を包括的に用い、この用語が、ヒドロキシアパタイト、リン酸二カルシウム、リン酸三カルシウム、リン酸四カルシウム、およびアモルファス状または部分的にアモルファス状のリン酸カルシウムなどの鉱物を含むことを理解されたい。埋込型医用デバイス、特にステント上の薄膜リン酸カルシウム被覆を得るために本発明者らが実施したゾル‐ゲル反応経路に関する研究は、方法の開発において予想外の飛躍的な進歩につながった。本発明の方法により、約３５０℃で始まる熱処理を空気中で行った後で、ＣａＰ被覆が生成された。本発明者らは、予想外にも、この被膜が、約０．００１ｍｍよりも薄い場合には可撓性が高く、その結果ＣａＰで被覆された変形可能な埋込型医用デバイスを損傷させずに操作し得ること、例えば、ＣａＰで被覆されたステントの収縮および拡張を行い得ることを見出した。好ましくは、この被覆の厚さは、約０．０００１〜０．００１ｍｍである。さらに、この応用例では、本発明者らは、この被膜が、その微細な細孔の中に薬物を受け入れることによって、一般の埋込型医用デバイスに関連する有害な現象、すなわち、血管中に冠状動脈ステントを配置した後で生じる再狭窄に対処し得ることを見出した。

本発明によるリン酸カルシウム被覆を、ディップ・コーティング、スピン・コーティング、エアロゾル被着、電気泳動電着などの様々な技術を利用してステントその他の金属表面上に被着させた。これらの被覆は、３１６Ｌステンレス鋼製のステントおよびチューブ、ならびにコバルト−鉄合金およびチタンなどの他の金属基材上に被着させた。

［実施例］
上記で概要を示した独特な加工処理概念の実現可能性を示すために、以下に、ステンレス鋼基材および冠状動脈ステントについての実施例を説明する。以下に概要を示す手順は、他の埋込型医用デバイスに適用し得る。

本方法の第１段階では、周囲環境において、密封したビーカ中で、（濃度３Ｍの）水−エタノール混合物中のホスファイト・ゾルを、このホスファイトが完全に加水分解されるまで（ホスファイト特有の匂いがなくなることによって容易に見分けられる）加水分解した。その後、無水エタノールに（２Ｍの）カルシウム塩を溶解させ、次いで、この溶液をすぐに、加水分解させたホスファイト・ゾルに加えた。このゾルを周囲環境で８時間放置し、その後、乾燥器内で６０℃で乾燥させた。この工程の結果、白色のゲルが得られた。ＨＡを生成するのに必要とされる比率でＣａおよびＰを含むゾルについては、３５０℃という低い温度で焼成した後、ゲルはＣａ／Ｐ比が化学量論上のＨＡと同じ１．６６６の純粋な（単相）アパタイト構造を示した。Ｃａ／Ｐ比を変化させると、リン酸二カルシウム（Ｃａ／Ｐ＝１）またはリン酸三カルシウム（Ｃａ／Ｐ＝１．５）など、他のリン酸カルシウムを得ることが可能である。この工程を用いて生成させて３１６ＳＳ基材に施した被覆は、４５０℃未満の温度で硬化させた後で、約４０Ｍｐａの接着強度を示した。この被覆は、ひび割れがなく多孔質であった。

本方法の別の変形形態では、純粋な水ベースの環境を用いた。エタノール・ベースの系に関して実施例１において上記で説明したのと同じやり方で水ベースのゾルを調製した。ホスファイト・ゾルがより速い速度で加水分解することが観察された。この混合ゾルを撹拌しながら乾燥させた。８時間経時変化させた後で、白色のゲルが現れた。ＨＡを生成するのに必要とされる比率でＣａおよびＰを含むゾルについては、このゲルを温度３５０℃で焼成した後、Ｃａ／Ｐ比が化学量論上のＨＡに近い１．６６３のアパタイト構造が得られた。エタノール・ベースのゲルおよび水ベースのゲルはともに、比較的低い温度で本質的に同じアパタイト構造を示した。本発明は、水ベースのゾル‐ゲル法によってＨＡセラミックを合成する方法を提供する。

エアロゾル‐ゲル処理によって、一群の電解研磨したステンレス鋼製のステントの表面上にＣａＰ被覆を被着させた。まず、２．４Ｎのリン酸溶液中で、これらのステントを７０℃で１０分間処理して表面を清浄化し、かつ微細な粗度を生成することによって、被覆の結合性を高めた。処理済みのステントを超音波洗浄し乾燥させた。（ａ）リン前駆物質（ホスファイト）を加水分解することと、（ｂ）ホスファイトが加水分解された後に、媒質にカルシウム塩前駆物質を加えて、ヒドロキシアパタイト・ゾルなどのリン酸カルシウム・ゾルを得ることとによって、ＣａＰゾルを調製した。超音波を用いる霧化器を使用して、このゾルを約４μｍの大きさの粒子に霧化し、得られたエアロゾルを被覆チャンバに供給した。この特定の被着技術を、ＡＳＧ（エアロゾル‐ゲル）被着法と称し、得られるヒドロキシアパタイト被膜をＡＳＧ−ＨＡと称する。

この清浄なステントを、ＣａＰエアロゾル‐ゲル流で満たした被覆チャンバ内に３０秒間挿入し、エアロゾル流は０．１リットル／分に、チャンバ温度を５０℃に維持した。被覆チャンバの温度は、被覆材の被着状態に影響を及ぼし、それによって均一な薄膜状の覆いが表面上に生成される。これはＳＥＭによって確認される。この被覆を６０℃で乾燥させ、４５０℃で１５分間熱処理してＣａＰを結晶化させることにより、ヒドロキシアパタイトの薄膜を形成させた。この手順により、ステントの表面を均一に覆う薄い被覆が生成される。この被覆の厚さを、偏光解析法を利用して５０〜１５０ｎｍの範囲で測定する。その後、ＳＥＭにより、波形に屈曲させ、かつ拡張させた被覆ステントを検討すると、被覆のひび割れまたは層間剥離の形跡は認められないことが示される。このことから、このステントを冠状動脈中に配置し埋め込む際の、この均一な薄い連続ＣａＰ被覆の信頼性が証明される。

実施例３で説明したように、電解研磨したステンレス鋼製ステントの表面上に、ＡＳＧ（エアロゾル‐ゲル）処理によってＣａＰ被覆を被着させた。チャンバの温度は、２５℃に維持した。この被覆を６０℃で乾燥させ、４５０℃で１５分間熱処理してＣａＰを結晶化させることにより、ヒドロキシアパタイト薄膜を形成させた。上記で説明した手順により、サイズが約２〜６μｍ、厚さが０．１〜２μｍの分離したアイランドを含む被覆が生成される。これらのアイランドは、図１Ａおよび図１Ｂに示すように、ステントの表面上で均一に分散し、ステント表面の約７０％を覆っている。図２Ａおよび図２Ｂに示すように、その後、ＳＥＭにより、波形に屈曲させ、かつ拡張させた被覆ステントを検討すると、被覆のひび割れまたは層間剥離の形跡は認められないことが示された。このことから、このステントを冠状動脈中に配置し埋め込む際の、この様々な厚さの不連続なＣａＰ被覆の信頼性が証明される。

ステンレス鋼製の金属基材（３１６Ｌ）を、実施例３で説明した０．６〜０．８μｍの薄いアパタイト層（ＡＳＧ−ＨＡ）で被覆した。一群のサンプルを４００℃で２０分間アニールして結晶質のＳＧ−ＨＡ（Ｃ）被膜を得、別の群のサンプルを３７５℃で６０分間アニールしてアモルファス状のＳＧ−ＨＡ（Ａ）被膜を得た。これらの被膜を、ＢＭ−ＨＡ被膜の沈降用の核形成部位として使用した。ＳＧ−ＨＡを被覆したサンプルを、イオン組成が１４２Ｎａ^＋、５．０Ｋ^＋、２．５Ｃａ^２＋、１．５Ｍｇ^２＋、１０３Ｃｌ⁻、２５ＨＣＯ_３ ⁻、１．４ＨＰＯ_４ ^２−、および０．５ＳＯ_４ ^２−（単位はミリモル／リットル）のＳＢＦ（「擬似体液」）中に浸した。このＳＢＦを、トリス（ヒドロキシメチル）‐アミノメタンおよびＨＣｌにより緩衝してｐＨ７．４とした。約２４℃でのこの静的なｉｎ‐ｖｉｔｒｏ被着（すなわち、被着期間中にＳＢＦを入れ替えなかった）により、平坦なＳＧ−ＨＡ基材上に、良好な品質の、高密度の、厚さ３〜５μｍのＢＭ−ＨＡ被膜が
生成された。結晶質のＳＧ−ＨＡ（Ｃ）被膜は高密度のＢＭ−ＨＡで被覆され、アモルファス状のＳＧ−ＨＡ（Ａ）被膜は多孔質のＢＭ−ＨＡで被覆される。下にある表面を改変したＳＧ−ＨＡ被膜の特性を使用して、核形成し被着させた薬物封入用のＢＭ−ＨＡ上層被膜の特性、例えば多孔率を変化させることが可能である。

実施例３で説明したように、ステンレス鋼製の金属ステント（３１６Ｌ）を、約０．１μｍの薄さのＣａＰ被覆で被覆した。リン酸カルシウム前駆物質Ｃａ（ＯＨ）_２およびリン酸カルシウム塩の無水リン酸一カルシウムを含む無機コロイド状スラリーを、エタノール中でボールミル粉砕した。この開始時の２つの無機成分の粒子サイズはそれぞれ、０．３〜２μｍおよび０．５〜４μｍであった。このスラリー中の初期Ｃａ／Ｐ比は、１．５に維持した。このような系におけるアパタイト形成では、溶解および沈降が主な機序なので、１μｍ未満の結晶性ヒドロキシアパタイト粉体５重量％を、ＣＰＣ‐ＨＡの不均一核形成用の種として使用した。この薄いＣａＰ被膜の表面を改変したサンプルを、前駆物質のエタノール懸濁液中でディップ・コーティングした。ディップ・コーティングを１回行った後、エタノールの急速な蒸発により、厚さ約１０μｍの多孔質な前駆物質粉体混合物の層が基材上に形成された。前駆物質スラリーがコロイド状の性質であるため、この被膜には、次の処理工程を受け入れるのに十分な構造的完全性（すなわち、強度および硬さ）が形成される。この工程では、被膜を（０．２５Ｍの）リン酸ナトリウム水溶液に暴露して同溶液を被膜の開孔部の中にしみ込ませ、次いで被膜を３７℃、相対湿度１００％の恒温器内に２４時間置く。保温中、コロイド状の前駆物質がリン酸溶液と反応し、ＨＡを沈降させる。この二重被覆の反応経路を用いて薬物を制御放出させる可能性について評価するために、ひな形薬物としてアメトプテリン（米国所在のシグマケミカルズ（Sigma Chemicals ））を、ＣＰＣ−ＨＡ前駆物質の固相含有量に対して５％の量で使用した。この薬物を、ディップ・コーティングを実施する前に、前駆物質のコロイド状懸濁液と混合した。保温の間に、厚さ２０μｍＣＰＣ−ＨＡ被覆が、結晶化しつつあるＨＡの微細孔中に薬物分子を封入しながら沈降した。封入後、この基材を、（ＣＰＣ被覆の重量）／（ＰＢＳの体積）比が１ｍｇ／ｍｌの一定値であるＰＢＳ（リン酸緩衝生理食塩水、ｐＨ＝７．４）２０ｍｌ中に浸すことによって、薬物放出の検討を実施した。ヒドロゲル被膜で被覆した基準サンプルも、薬物放出の動態についてテストした。このヒドロゲル被膜は、薬物を含むＣＰＣ−ＨＡ層を、３％ポリビニルアルコールを含むポリマー溶液中に浸漬することによって調製した。乾燥させた後、追加のヒドロゲル被覆によって約２０ｍｇのＣＰＣ−ＨＡ層に追加された重量は約０．５ｍｇであり、これは、ＣＰＣ−ＨＡ基質中のポリマー被膜の含有量である約２．５％に相当する。放出された薬物を含むＰＢＳ溶液のサンプルを周期的に取り出し（すなわち、液体全体を空にし）、同じ量のＰＢＳ ２０ｍｌを充填し直した。紫外−可視分光法によって、上澄み液中の薬物濃度を求めた。いずれの被覆についても約８時間の初期期間にバースト効果が検出されたが、ヒドロゲルを後で被着させたサンプルのほうが放出が遅いことが明らかである。８時間を超える放出期間では、放出された薬物の量と（時間）^１／２の間に線形な関係が得られた。

ステントを、１μｍ未満のヒドロキシアパタイト粒子からなる水ベースの希釈懸濁液中に沈めた。この懸濁液中に含まれるＨＡは、約２重量％であった。このステントに直流電圧５Ｖを印加した。印加時間は、５秒〜１０分で変化させた。このような溶液中では、ＨＡ粒子は自然に正電荷を獲得するので、これらの粒子は、この系の負極（カソード）でもあるステントの表面に引き付けられる。ステント（カソード）に引き付けられたＨＡ粒子が蓄積すると、極めて均一に被覆された表面が生成され、この被覆の厚さは、電圧を印加する時間の関数として変化する。この被膜の均一性は、このようなＥＰＤ（電気泳動電着法）処理の最も大きな利点であり、これを、ゾル‐ゲル法などの他の方法を用いて再現することは難しい。１０秒という短い時間では、ＥＰＤ−ＨＡ被覆の厚さは約１μｍになる
。図３に、３１６Ｌステンレス鋼製のステント上に被覆させたこのタイプのＥＰＤ−ＨＡ被覆を示す。数分という比較的長い時間では、被覆の厚さは、１０μｍよりも厚くなり得る。このように、このＥＰＤ法では、制御された厚さの均一なＨＡ被膜を生成し得る。このように被着させた被膜は、緩く結合したＨＡ粒子からなり、その多孔率は概ね５０体積％よりも大きい。このようなＥＰＤ被膜の構造的完全性および基材との結合強度を増すために、少なくとも５００℃の温度で少なくとも１０分間、熱処理する必要がある。ＥＰＤ被膜の熱処理は、ゾル‐ゲル被膜よりも高い温度かつ長い時間で進める。というのは、ＥＰＤ法で被着させたＨＡ粒子は、ゾル‐ゲル法で被着させたものよりも反応性が低いからである。このような熱処理の目的は、粒子間の結合性を高めるのと同時に、この被膜の低剛性および可撓性を維持し、かつ薬物を含浸させる余地を設けるのに十分な余剰の細孔を提供することである。ＥＰＤ被膜の熱処理をより高温かつより長時間行うことが必要なことは欠点になる。というのは、熱処理工程は、ステントの金属基材の特性に悪影響を及ぼし得るからである。

実施例７で説明したように、ＥＰＤ法によって、３１６Ｌステンレス鋼製ステントの表面上にＨＡを被着させた。均一に被着させたＥＰＤ被膜を、同被膜が取扱いに耐え、液状媒質と接触したときに被膜が再流動化するのを防止するのに十分な最低限の被膜の構造的完全性が得られるように、５００℃で１０分間熱処理した。このようなＥＰＤ法により被覆したステントを、実施例３で説明したエアロゾル‐ゲル法でゾルの液滴に暴露した。これらゾルの液滴は、ＥＰＤ被膜の開孔部に浸透し、毛細管引力によって、多くはＥＰＤ法により被着させたＨＡ粒子の間の狭くなった部分の負に湾曲した部分に置かれた。このような複合被覆を再度５００℃で１０分間熱処理した。この時点で、この被覆の活性なゾル‐ゲル成分により、被膜の構造的完全性が高められ、同被覆のＥＰＤ成分により、この被膜による覆いの均一性が高められた。この新規な組合せ方法で、均一な多孔質ＨＡ被膜が得られた。

Ｃａ（ＮＯ_３）_２４Ｈ_２ＯとＮＨ_４‐Ｈ_２ＰＯ_４の混合水溶液中で、ヒドロキシアパタイトＨＡのＥＣＤ（電気化学的被着法）を実施した。この方法では、
１０Ｃａ^２＋＋６ＰＯ_４ ^３−＋２ＯＨ→Ｃａ_１０（ＰＯ_４）_６（ＯＨ）_２
の反応によって、ステントまたはインプラントのカソードの（負にバイアスされた）表面上にＨＡを被着させる。０．０２３２９ＭのＣａ（ＮＯ_３）_２４Ｈ_２Ｏと０．０４３４７ＭのＮＨ_４Ｈ_２ＰＯ_４の混合水溶液中でＥＣＤを実施した。ステンレス鋼製の試料、すなわちステントをカソードとし、白金をアノードとして使用した。ｐＨは、水酸化ナトリウムを追加して４．０に制御した。環境温度は、４０℃±１℃に制御した。低電流密度（１ｍＡ／ｃｍ^２）で被着させた被覆の形態は、図４に示すように、０．５〜１分で被着させた厚さ１〜２μｍの薄い均一な多孔質構造になった。

実施例４で説明したように、ＡＳＧ‐ＨＡ法によって、３１６Ｌステンレス鋼製のステントの表面上にＨＡを被着させた。不連続な網目状のＨＡパッチにより、ステントの表面の一部が被覆されずに残った。このようなあらかじめ被覆したステントに５Ｖ直流バイアス電圧を印加し、このステントを、１μｍ未満のＨＡ粒子の懸濁液中に浸漬した。ステントの被覆されていない金属表面が選択的にＨＡ粒子を引き付けて、その区域においてＨＡの選択的ＥＰＤ（電気泳動電着）が行われ、それによって、約１０秒で厚さ約１μｍの被覆が形成された。この被覆されたステントを、５００℃で１０分間熱処理した。ＥＰＤ‐ＨＡで被覆された区域は、ＡＳＧ‐ＨＡで被覆された区域に比べて高い多孔率を示し、多孔率が高いということは、薬物を担持する液体を含浸させるのに適している。このような人為的に設計された複合ＨＡ被覆は、機械的性能および薬物放出特性に関して独自の特性
を示す。

実施例３で説明したように、ＡＳＧ−ＨＡ法によって３１６Ｌステンレス鋼製のステントの表面上にＨＡを被着させ、その後、実施例９で説明したＥＣＤ−ＨＡ被着法を実施した。ただしＥＣＤ−ＨＡ被着法は熱処理済みのＡＳＧ−ＨＡの上部に対して行った。このような複合技術による被覆により、ＡＳＧ−ＨＡの上部にＥＣＤ−ＨＡを被着させる間に、（金属表面上に直接被着させたＥＣＤ−ＨＡに比べて）結合強度が大きく高められ、薬物を封入する能力が得られた。

実施例４で説明したように、ＡＳＧ−ＨＡ法によって、２つの３１６Ｌステンレス鋼製ステントの表面上にＨＡを被着させた。これらの被覆処理したステントを、イヌを用いた標準的な血栓耐性テストで評価した。２つのテスト部位のうち一方では、等級１（１箇所でのみ血栓が認められると定義される）の最小の血栓形成が観察された。第２のテスト部位では、血栓形成は観察されなかった（等級０）。

埋込型医用デバイス上にリン酸カルシウム、特に生体活性セラミックであるＨＡを被覆する本明細書で開示した方法により、他の方法および埋込型医用デバイス上の他の被覆材料に比べて以下の利点がもたらされる。
（１）周囲環境（すなわち空気）中で、ＣａＰゾル合成を含めて被覆工程を２４時間未満で完了し得る。
（２）（０．００１ｍｍ未満の）薄い接着性ＣａＰ被覆は、例えば、被覆されたステントを波形に屈曲し拡張させる間、被覆が損傷または破砕することなく、かなりの歪みに耐えるのに十分な可撓性を示す。
（３）多孔質ＣａＰ被覆を、細孔の量およびサイズを制御して生成し得る。これにより、所望の設計柔軟性および被覆に含浸させる薬物の吸収／放出特性が可能になる。
（４）合成で求められるのは、高品質かつ高接着性のＣａＰ被覆を形成するための低温（約３５０℃）かつ短時間（１時間未満）の焼成である。新規なＣａＰ被覆を金属上に低温で焼成することにより、金属の酸化、ならびに、微細構造の崩壊または相転移のために生じ得る特性の劣化の危険性を伴わずに、空気環境中で熱処理を行うことが可能になる。

ゾル‐ゲル法の技術分野の当業者には、時間、エアロゾルの流速、被着チャンバの温度、またはゾル‐ゲル溶液の濃度などの被覆の際の被着パラメータを、異なる埋込型医用デバイス材料および表面を様々な度合いで覆う用途に応じて特別に製造し得ることが明らかであろう。処理パラメータを同様に操作し最適化することを、開示した他の被覆方法、すなわち、ディップ・コーティング法およびスピン・コーティング法ならびに電気泳動法、バイオミメティック被覆法、電気化学的被着による被覆、リン酸カルシウムセメント被覆法、電気泳動電着による被覆に適用し得る。被覆の細孔の分布、および無機相（ＣａＰ）と有機相（生分解性ポリマー）の比についても同様である。上記実施例で説明した埋込型医用デバイス上の具体的なＣａＰ被覆に対して、これらのパラメータを最適化した。

ヒドロキシアパタイトの結晶性および微細多孔性が、体液中でヒドロキシアパタイトの溶解速度に直接影響を及ぼすことはよく知られている。異なる熱処理方式および温度を採用して、様々な度合いの結晶性および微細多孔性を作り出し、それによって、被覆が劣化して体内環境に入るのを制御し得る。この利点は、ゾル‐ゲル法によりＣａＰで被覆された埋込型医用デバイスの表面に薬物送達能力を付加する場合、極めて重要なものである。他の金属表面、例えばチタン基材、またはコバルト‐クロム‐ニッケル‐モリブデン‐鉄などの他の合金などの被覆に、類似の被着方法を適用し得る。薄い均一な薄いＨＡ被覆が得られる。この実験の結果から、ポリマーなどの非金属材料から構成される医用デバイス
上への、上記で説明した被覆の実現可能性について基本的な証拠が得られる。

本発明によるＣａＰ被覆の被着方法は、金属製埋込型医用デバイスの現在の生産実務慣行に容易に組み込み得る性質のものである。この方法は、ＣａＰセラミック被覆に対する水ベースの液体前駆物質、簡単な被着技術（例えば、ディップ・コーティングもしくはスピン・コーティング、またはエアロゾル被着、あるいは電気泳動電着など）、および空気中での低温熱処理により、簡単な塗付−硬化操作と変わらなくなり、このような操作は、比較的少ない労力で実用化し得る。

上記開示に照らして当業者には明らかなように、本発明の範囲から逸脱することなく本発明を実施するに際して、多くの代替形態および改変形態が可能である。したがって、本発明の範囲は、添付の特許請求の範囲によって定義される内容に従って解釈すべきである。

不連続なＡＳＧ−ＨＡ薄膜で被覆したステンレス鋼（３１６Ｌ）製ステントの顕微鏡写真。 図１Ａの矩形で示す部分の拡大写真。 不連続なＡＳＧ−ＨＡ薄膜で被覆したステンレス鋼（３１６Ｌ）製ステントを波形に屈曲させ、被覆への損傷がないことを示す顕微鏡写真。 図２Ａに示すのと同じステントを拡張させた後、被覆への損傷がないことを示す顕微鏡写真。 連続したＥＰＤ−ＨＡ薄膜で被覆したステンレス鋼（３１６Ｌ）製ステントの顕微鏡写真。 図３Ａの矩形によって示す部分の約４×６μｍの拡大写真。 連続したＥＣＤ−ＨＡ薄膜で被覆したステンレス鋼（３１６Ｌ）製ステントの顕微鏡写真。 図４Ａの矩形によって示す部分の約６５×８８μｍの拡大写真。

Claims (36)

1. （ａ）基材と、
   （ｂ）所望の結合特性および多孔質特性を有する、該基材上のリン酸カルシウム被覆とからなるリン酸カルシウム被覆を備えた埋込型医用デバイス。
2. 前記リン酸カルシウム被覆が、ヒドロキシアパタイトである、請求項１に記載のデバイス。
3. 前記リン酸カルシウム被覆の厚さが、約０．００００１ｍｍ〜０．０１ｍｍである、請求項１に記載のデバイス。
4. 前記リン酸カルシウム被覆の厚さが、約０．００１ｍｍ〜約０．０００１ｍｍである、請求項１に記載のデバイス。
5. 前記基材と前記リン酸カルシウム被覆の引張結合強度が、約２０ＭＰａよりも大きい、請求項１に記載のデバイス。
6. 前記リン酸カルシウム被覆が、直径約１μｍ〜１００μｍおよび厚さ約１μｍ〜１０μｍの粒子として前記デバイス上に被着されている、請求項１に記載のデバイス。
7. 前記粒子により、前記基材の表面の約２０％〜約９９％が覆われている、請求項１に記載のデバイス。
8. 前記基材が、ステンレス鋼、コバルト合金、チタンコバルト‐クロムまたは金属合金から構築されている、請求項１に記載のデバイス。
9. 前記リン酸カルシウム被覆が多孔質であり、細孔が薬物を保持し溶出する、請求項１に記載のデバイス。
10. 細孔からの薬物の放出速度が人為的に設計された方式で制御される、請求項９に記載のデバイス。
11. 前記基材が、第１のリン酸カルシウム被膜および第２のリン酸カルシウム被膜を有し、薬物が、該第１および第２の被覆内に収容される、請求項１０に記載のデバイス。
12. 前記薬物が再狭窄を阻止する、請求項９に記載のデバイス。
13. 前記リン酸カルシウム被覆が、リン酸二カルシウム、リン酸三カルシウム、またはリン酸四カルシウムである、請求項１に記載のデバイス。
14. ヒトまたは動物の組織用の埋込型デバイスである、請求項１に記載のデバイス。
15. ステントである、請求項１４に記載のデバイス。
16. 埋込型医用デバイスをリン酸カルシウム被覆で被覆する方法であって、
    （ａ）水またはアルコールをベースとした媒質中でリン前駆物質を加水分解することと、
    （ｂ）該ホスファイトが加水分解された後に、媒質にカルシウム塩前駆物質を加えてリン酸カルシウム・ゲルを得ることと、
    （ｃ）リン酸カルシウム・ゲルを被覆として基材の表面上に被着させることと、
    （ｄ）リン酸カルシウム被覆を、適切な高温で所定の時間焼成して、所望の結晶性、結合特性、および多孔質特性を有する結晶化したリン酸カルシウムを得ることと
    からなる方法。
17. 基材上への被覆の被着を、エアロゾル被着法、ディップ・コーティング法、スピン・コーティング法、電気的リン酸塩処理法、または電気化学的被覆法によって実施する、請求項１６に記載の方法。
18. 前記リン酸カルシウム被覆を、少なくとも約３５０℃の温度で焼成する、請求項１６に記載の方法。
19. 前記リン酸カルシウム・ゲルが、ヒドロキシアパタイト・ゲルである、請求項１６に記載の方法。
20. 前記基材上の前記リン酸カルシウム被覆の厚さが、約０．００００１ｍｍ〜０．０１ｍｍである、請求項１６に記載の方法。
21. 前記リン酸カルシウム被覆の厚さが、約０．０００１ｍｍ〜約０．００１ｍｍである、請求項１６に記載の方法。
22. 前記リン酸カルシウム被覆と前記基材の引張結合強度が、約２０ＭＰａよりも大きい、請求項１６に記載の方法。
23. 前記リン酸カルシウム・ゲルを、直径約１μｍ〜１００μｍの粒子として前記基材上に被着させる、請求項１６に記載の方法。
24. 前記リン酸カルシウム被覆の多孔性が制御されており、該多孔性により薬物が保持され溶出される、請求項１６に記載の方法。
25. 薬物の放出速度が規定された方式で制御される、請求項２４に記載の方法。
26. 前記リン酸カルシウム被覆が、ヒドロキシアパタイト、リン酸二カルシウム、リン酸三カルシウム、またはリン酸四カルシウムである、請求項１６に記載の方法。
27. 軟部組織用の埋込型デバイスをリン酸カルシウム被覆で被覆する方法であって、
    （ａ）軟部組織用の埋込型基材を提供することと、
    （ｂ）該基材上に、バイオミメティック被着法を利用してリン酸カルシウム被覆を被着させること、または、
    （ｃ）該基材上に、リン酸カルシウムセメント被着法を利用してカルシウム被覆を被着させること、または、
    （ｄ）該基材上に、電気泳動電着法を利用してリン酸カルシウム被覆を被着させること、または、
    （ｅ）該基材上に、電気化学的被着法を利用してリン酸カルシウム被覆を被着させることと
    からなる方法。
28. 前記基材がステントである、請求項２７に記載の方法。
29. 前記リン酸カルシウム被覆がヒドロキシアパタイトである、請求項２７に記載の方法。
30. 前記リン酸カルシウム被覆を、離散粒子として不連続に前記基材上に被着させる、請求項２７に記載の方法。
31. 第１のリン酸カルシウム被覆を、前記基材上に、エアロゾル‐ゲル法、ゾル‐ゲル法、電気泳動電着法、または電気化学的被着法を利用して被着させ、第２のリン酸カルシウム被覆を、該第１の被覆または前記基材上に、エアロゾル‐ゲル法、ゾル‐ゲル法、バイオミメティック法、リン酸カルシウムセメント法、電気泳動電着法、または電気化学的被着法を利用して被着させる、請求項２７に記載の方法。
32. 前記リン酸カルシウム被覆が薬物を収容する、請求項２７に記載の方法。
33. 前記リン酸カルシウム被覆に、ヒドロゲル被膜を被覆する、請求項２７に記載の方法。
34. 前記リン酸カルシウムを、不連続な非等軸粒子として前記基材上に被着させる、請求項２７に記載の方法。
35. 前記非等軸粒子の平均サイズが約０．１μｍであり、厚さが最大で約０．０１ｍｍである、請求項３４に記載の方法。
36. 前記第１の被覆および前記第２の被覆がともに薬物を含む、請求項３１に記載の方法。
    

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