JP2009538688A - ポリマー−バイオセラミック複合材料埋込み式医療デバイス - Google Patents

Abstract

ポリマー−バイオセラミック複合材料埋込み式医療デバイスに関する方法及びデバイスを開示する。
【選択図】 図２Ｂ

Description

発明の詳細な説明

［発明の背景］
［発明の分野］
本発明は、埋込み式医療デバイス及び埋込み式医療デバイスを製造する方法に関する。

［最新技術の説明］
本発明は、身体の内腔に埋め込むように構成されている半径方向に拡張可能な内部人工器官に関する。「内部人工器官」は、体内に入れる人工デバイスに相当する。「内腔」は、血管などの管状器官の腔を意味する。

ステントは、そのような内部人工器官の例である。ステントは、血管又は尿路及び胆管などの他の解剖学的管腔の区域を開いた状態に保持又は時として拡張するように機能する一般的に円筒形のデバイスである。ステントは、血管のアテローム硬化性狭窄の治療にしばしば用いられる。「狭窄」は、身体の通路又は開口部の径の狭窄化又は収縮を意味する。そのような治療において、ステントは、身体の管を補強し、血管系における血管形成術後の再狭窄を予防する。「再狭窄」は、明らかな成功を収めた治療（バルーン血管形成術、ステント留置術又は弁形成術によるような）の後の血管又は心臓弁における狭窄の再発を意味する。

罹患部位又は病変のステントによる治療は、ステントの送達及び展開を必要とする。「送達」は、ステントを身体の内腔を通して導入し、治療を必要とする管内の病変のような領域まで輸送することを意味する。「展開」は、治療領域の内腔内でのステントの拡張に相当する。ステントの送達及び展開は、ステントをカテーテルの一端のあたりに設置し、カテーテルの末端を皮膚を経て身体の内腔に挿入し、カテーテルを身体の内腔中を所望の治療位置まで進め、治療位置でステントを拡張させ、内腔からカテーテルを除去することによって、達成される。

バルーン拡張型ステントの場合、ステントをカテーテル上に配置されているバルーンのまわりに装着する。ステントを装着するには、一般的にステントをバルーン上に圧縮又は圧着することを必要とする。そして、バルーンを膨張させることにより、ステントを拡張する。次いで、バルーンを収縮させ、カテーテルを抜去することができる。自己拡張型ステントの場合、ステントは、格納式シース又はソック（ｓｏｃｋ）のような拘束部材によりカテーテルに固定することができる。ステントが所望の身体位置にあるとき、シースを抜去し、それにより、ステントを自己拡張させることができる。

ステントは、多くの機械的要件を満たすことができなければならない。第１に、ステントは、構造的負荷、すなわち、ステントが血管壁を支えるときにステントに加えられる半径方向の圧縮力に耐えることができなければならない。したがって、ステントは十分な半径方向強度を有していなければならない。半径方向の圧縮力に抵抗するステントの能力である半径方向強度は、ステントの周方向にわたる強度及び剛性に起因する。したがって、半径方向強度及び剛性は、フープ又は周方向強度及び剛性と述べることもできる。

拡張したならば、ステントは、拍動心臓によってもたらされる繰返し負荷を含む、ステントにかかり得る様々な力があるにもかかわらず実用寿命を通してそのサイズ及び形状を十分に維持しなければならない。例えば、半径方向の力は、ステントを内向きに反跳させる傾向があり得る。一般的に、反跳を最低限にすることが望ましい。さらに、ステントは、圧着、拡張及び繰返し負荷を可能にするのに十分な柔軟性を有していなければならない。縦方向の柔軟性は、ステントを蛇行血管経路を通して操作することを可能にし、直線的でなくともよい、又は曲げを受け得る展開部位に適合させることを可能にするために重要である。最後に、ステントは、有害な血管反応を誘発しないように生体適合性でなければならない。

ステントの構造は一般的に、当技術分野でストラット又はバーアームとしばしば呼ばれている相互に連結した構造要素のパターン又はネットワークを含む足場構造からなっている。足場は、ワイヤー、管又は円筒形に巻かれる材料のシートから形成させることができる。足場は、（圧着を可能にするため）ステントを半径方向に圧縮し、（展開を可能にするため）半径方向に拡張することができるように設計されている。従来のステントは、パターンの個々の構造要素の互いに対する運動により拡張及び収縮させることができる。

さらに、薬物添加ステントは、金属又はポリマーのいずれかの足場構造の表面を活性又は生体活性物質又は薬物を含むポリマー担体でコーティングすることにより製造することができる。ポリマー足場構造は、活性物質又は薬物の担体としての役割を果たすこともできる。

さらに、ステントが生分解性であることが望ましいことがある。多くの治療適用において、体内のステントの存在は、例えば、血管開存性を維持すること及び／又は薬物送達というその意図する機能が達成されるまで限られた期間必要である可能性がある。したがって、生体吸収性ポリマーのような生分解性、生体吸収性及び／又は生体侵食性材料から製造されるステントは、それらの臨床上の必要が終了した後にのみ完全に侵食されるように構成すべきである。

ポリマーステントに関する潜在的問題は、それらのストラット又はバーアームが圧着及び拡張時に割れることがあることである。これは、もろいポリマーに特に当てはまる。圧着及び拡張時に実質的変形を受けるステントパターンの局所部分は、不具合に最も脆弱な傾向がある。

したがって、ステントが柔軟性及び展開時の割れに対する抵抗性を有することが望ましい。ステントが堅固であり、展開後のクリープに対して抵抗性であることも有利である。デバイスの分解速度を制御することをできることも望ましいと思われる。

［発明の概要］
本発明の特定の実施形態は、バイオセラミック／ポリマー複合材料を含む構造要素を含み、該複合材料がポリマー中に分散した複数のバイオセラミック粒子を有するステントを含む。

本発明のさらなる実施形態は、液体、ポリマー及びバイオセラミック粒子を含む懸濁溶液であって、ポリマーが該液体に溶解し、バイオセラミック粒子が分散している懸濁溶液を形成することを含む、埋込み式医療デバイスを製造する方法を含む。該方法は、懸濁溶液を第２の液体と混合することをさらに含んでいてもよく、第２の液体は、ポリマーに対する貧溶媒であり、懸濁溶液と第２の液体との混合時にポリマーの少なくとも一部を沈殿させ、バイオセラミック粒子の少なくとも一部が沈殿したポリマーと共に沈殿して複合混合物を形成する。該方法は、該複合混合物から埋込み式医療デバイスを製造することも含んでいてもよい。

本発明のさらなる実施形態は、液体、ポリマー及びバイオセラミック粒子を含む懸濁溶液であって、ポリマーが該液体に溶解し、バイオセラミック粒子が分散している懸濁溶液を形成し、そして懸濁溶液を第２の液体と混合し、第２の液体がポリマーに対する貧溶媒であり、懸濁溶液と第２の液体との混合時にポリマーの少なくとも一部を沈殿させ、バイオセラミック粒子の少なくとも一部が沈殿したポリマーと共に沈殿して複合混合物を形成することを含む、埋込み式医療デバイスを製造する方法を含む。該複合混合物を第２のポリマーと混合して、バイオセラミック粒子が混合によりその中に分散している、第２の複合混合物を生成させることができる。該方法は、第２の複合混合物から医療デバイスを製造することをさらに含んでもよい。

本発明の他の実施形態は、複数のバイオセラミック粒子の表面を接着促進剤で処理し、ポリマー中に分散したバイオセラミック粒子を含み、接着促進剤がポリマーとバイオセラミック粒子との結合を強化している、複合材料を生成させることを含む、埋込み式医療デバイスを製造する方法を含む。該方法は、複合材料から埋込み式医療デバイスを製造することをさらに含んでもよい。

本発明のさらなる実施形態は、複数のバイオセラミック粒子と半結晶性ポリマーを混合してバイオセラミックポリマー複合材料を生成させ、バイオセラミック粒子をポリマーにより分散させることを含む、埋込み式医療デバイスを製造する方法を含む。該方法は、複合材料の形成時にバイオセラミック粒子の近傍又は周囲に微結晶を形成させて、微結晶を複合材料の非晶質ドメイン全体に分散させ、複合材料から埋込み式医療デバイスを製造する方法を含む。

本発明の他の特定の実施形態は、生分解性ポリマーの分解速度を変化させることができる生理学的条件で分解生成物を有するバイオセラミック粒子を選択し、複数のバイオセラミック粒子と生分解性ポリマーを混合して、バイオセラミック粒子が生分解性ポリマー中に分散している複合材料を形成させることを含む、埋込み式医療デバイスにおける分解速度を制御する方法を含む。該方法は、複合材料から埋込み式医療デバイスを製造することをさらに含んでいてもよい。

図１は、ステントの３次元図を示す図である。 図２Ａは、図１に示すステントの構造要素の部分を示す図である。 図２Ｂは、ポリマーマトリックス中に分散しているバイオセラミック粒子を示す図である。 図３は、半結晶性ポリマーの結晶核生成速度、結晶成長速度及び結晶化の総合的速度の概略のプロットを示す図である。 図４は、ＰＬＬＡ及びＰＬＬＡ／ＨＡＰ複合材料の最大応力を示すグラフである。 図５は、ＰＬＬＡ及びＰＬＬＡ／ＨＡＰ複合材料の破壊ひずみを示すグラフである。 図６は、圧縮試験におけるＰＬＬＡ及びＰＬＬＡ／ＨＡＰ複合材料ステントのヤング率を示すグラフである。 図７は、圧縮試験におけるＰＬＧＡ及びＰＬＧＡ／ＨＡＰ複合材料ステントの半径方向応力を示すグラフである。 図８は、圧縮試験におけるＰＬＧＡ及びＰＬＧＡ／ＨＡＰ複合材料ステントの圧縮モジュラスを示すグラフである。 図９は、ＰＬＧＡ及びＰＬＧＡ／ＨＡＰ複合材料ステントの反跳試験を示すグラフである。

［発明の詳細な説明］
当業者は、本発明の以下の説明が例示にすぎず、全く限定的なものでないことを認識するであろう。本発明の他の実施形態は、本明細書における開示に基づいてそのような当業者に容易に思い浮かぶであろう。そのようなすべての実施形態は、本発明の範囲内にある。

本発明の目的のために、以下の用語及び定義が当てはまる。

「ガラス転移温度」Ｔｇは、ポリマーの非晶質領域が大気圧で、もろいガラス状態から固体の変形可能又は延性状態に変化する温度である。言い換えれば、Ｔｇは、ポリマー鎖における局所運動の開始が起こる温度に相当する。非晶質又は半結晶性ポリマーが上昇しつつある温度に曝露されるとき、ポリマーの膨張係数及び熱容量は温度が上昇するにつれて増加し、分子運動の増大が示唆される。温度が上昇するとき試料中の実際の分子容は一定のままであり、そのため、より高い膨張係数は、系に関連する自由体積の増加を示し、したがって、分子が運動する自由度を増加させる。増加しつつある熱容量は、運動による熱の放散の増加に対応する。所定のポリマーのＴｇは、加熱速度に依存し、ポリマーの熱履歴による影響を受けることがあり得る。さらに、ポリマーの化学構造は、運動性に影響することによりガラス転移に著しく影響を及ぼす。

「応力」は、面内の小面積を介して作用する力におけるように、単位面積当たりの力を意味する。応力は、それぞれ垂直応力及びせん断応力と呼ばれる面に垂直及び平行な成分に分けることができる。真の応力は、力と面積が同時に測定される場合の応力を意味する。引張及び圧縮試験に適用される通常の応力は、最初のゲージ長で割った力である。

「強度」は、材料が破壊の前に耐える、軸に沿った最大応力を意味する。極限強度は、試験中に加えられた最大荷重を最初の断面積で割って計算される。

「モジュラス」は、材料に加えられた応力の成分、又は単位面積当たりの力を、加えられた力に起因する加えられた力の軸に沿ったひずみで割った比と定義することができる。例えば、材料は引張及び圧縮モジュラスを有する。比較的高いモジュラスを有する材料は、堅い又は堅固である傾向がある。逆に、比較的低いモジュラスを有する材料は、柔軟である傾向がある。材料のモジュラスは、材料の分子組成及び構造、温度、変形の量、並びにひずみ速度又は変形の速度に依存する。例えば、そのＴｇ以下では、ポリマーは高いモジュラスでもろい傾向がある。ポリマーの温度がそのＴｇ以下から以上に上昇させると、そのモジュラスは低下する。

「ひずみ」は、所定の応力又は荷重で材料に発生する伸び又は圧縮の量を意味する。

「伸び」は、応力を受けたときに発生する材料の長さの増加と定義することができる。これは、一般的に最初の長さのパーセントとして表される。

「靭性」は、破壊の前に吸収したエネルギーの量、換言すると、材料を破壊するのに必要な仕事の量である。靭性の１つの尺度は、ひずみ０から破壊時のひずみまでの応力−ひずみ曲線の下の面積である。したがって、もろい材料は、靭性が比較的低い傾向がある。

「溶媒」は、１つ又は複数の他の物質を溶解若しくは分散することができる、又は物質を少なくとも部分的に溶解若しくは分散して分子若しくはイオンサイズレベルで均一に分散した溶液を生成させることができる物質と定義される。溶媒は、外界温度及び外界圧力で、少なくとも０．１ｍｇのポリマーを１ｍｌの溶媒に、より狭くは０．５ｍｇを１ｍｌに溶解することができるべきである。

本明細書で用いるように、「埋込み式医療デバイス」は、自己拡張型ステント、バルーン拡張型ステント、ステントグラフト、埋込み式心臓ペースメーカー及び除細動器、それらのリード及び電極、神経、膀胱、括約筋及び隔膜刺激装置等の埋込み式器官刺激装置、蝸牛インプラント、プロテーゼ、血管移植片、移植片、人工心臓弁及び脳脊髄液シャントを含むが、これらに限定されない。

埋込み式医療デバイスは、治療薬の局所的送達用に設計することができる。薬物添加埋込み式医療デバイスは、治療薬を含むコーティング材料でデバイスをコーティングすることによって製造することができる。デバイスの基材が治療薬を含んでいてもよい。

図１にステント１００の３次元図を示す。いくつかの実施形態において、ステントは、相互に連結した構造要素１１０のパターン又はネットワークを含むことができる。ステント１００は、管から形成させることができる（示さず）。ステント１００は、様々なパターンになることができる構造要素１１０のパターンを含む。デバイスの構造パターンは、実質的にはあらゆる設計のものであることができる。本明細書に開示する実施形態は、図１に示すステント又はステントパターンに限定されない。実施形態は、他のパターン及び他のデバイスに容易に適用できる。パターンの構造の変形形態は、実質的に無制限である。ステント１００のようなステントは、レーザー切断又は化学エッチングなどの技術を用いてパターンを形成することによって管から製造することができる。

埋込み式医療デバイスの幾何学的形状又は形状は、半径方向の拡張及び圧縮を可能にするためにその構造全体にわたって変化することができる。パターンは、直線状又は比較的直線である、部分１２０が例である構造要素又はストラットの一部を含んでいてもよい。さらに、パターンは、部分１３０、１４０及び１５０のような曲線状又は湾曲した部分を含む構造要素又はストラットを含んでいてもよい。

埋込み式医療デバイスはまた、生分解性、生体吸収性又は生体安定性ポリマーから部分的又は完全に製造することができる。埋込み式医療デバイスの製造に用いるポリマーは、生体安定性、生体吸収性、生分解性又は生体侵食性であってよい。生体安定性は、生分解性でないポリマーを意味する。生分解性、生体吸収性及び生体侵食性という用語は、互換的に用いられ、血液のような体液に曝露されたとき完全に分解及び／又は侵食されることができ、身体により徐々に再吸収、吸収及び／又は除去されることができるポリマーを意味する。ポリマーの分解及び吸収という過程は、例えば、加水分解及び代謝過程によって引き起こされる可能性がある。

しかし、ポリマーは、ステントのような埋込み式医療デバイス用の材料としての使用において多くの短所を有する傾向がある。多くの生分解性ポリマーは、人体内の生理学的条件で比較的低いモジュラスを有する。一般的に、金属と比較すると、ポリマーの強度対重量比は金属のそれより小さい。不十分な半径方向強度を有するポリマーステントは、血管内への埋込みの後に機械的不具合又は内側への反跳をもたらし得る。比較的低いモジュラスを補償するために、ポリマーステントは、金属ステントよりかなり太いストラットを必要とし、これは望ましくないほど大きいプロファイルをもたらす。

ポリマーの他の短所は、生分解性ポリマーのような多くのポリマーが生理学的条件又は人体内の条件下でもろい傾向があることである。具体的には、そのようなポリマーは、約３７℃である人体温を超えるＴｇを有することがあり得る。これらのポリマー系は、破壊の前に塑性変形がほとんど又は全くない脆性破壊機構を示す。結果として、そのようなポリマーから製造されたステントは、ステントの使用の範囲で不十分な靭性を有することがあり得る。

ポリマーステントに関する他の潜在的問題は、クリープ、応力緩和及び物理的老化などである。クリープは、印加荷重を受けたポリマー構造物において起こる徐々の変形を意味する。クリープは、印加荷重が一定である場合にさえ起こる。

変形時の応力に対するポリマー鎖の遅延反応がクリープ挙動を引き起こすと考えられている。ポリマーが変形するとき、初期状態にあるポリマー鎖は、新たな平衡状態にある構造に適応するように再配列する。鎖の再配列は徐々に起こり、鎖は折りたたみにより収縮してそれらの初期状態に戻る。例えば、拡張したステントは、半径方向内側に収縮して、所望の血管開存性を維持するというステントの有効性を低下させる。ポリマーがクリープする速度は、荷重にだけでなく、温度にも依存する。一般的に、荷重がかかった構造物は、より高い温度でより速くクリープする。

応力緩和もクリープと同様に分子運動の遅延の結果である。しかし、荷重が一定である場合に起こるクリープと異なり、応力緩和は、変形（又はひずみ）が一定である場合に起こり、一定の変形を維持するのに必要な力（応力）の減少によって顕在化される。

物理的老化は、本明細書で用いるように、半結晶性ポリマーの非晶質領域の高密度化を意味する。高密度化は、材料又は材料の領域の密度の増大である。高密度化、したがって物理的老化は、ポリマー鎖の緩和又は再配列の結果でもある。

本発明の種々の実施形態は、ポリマーマトリックス、又は連続相、及び不連続相としてのバイオセラミック粒子を含む複合材料から製造される埋込み式医療デバイスを含む。バイオセラミック粒子は、ポリマーの多くの上述の短所を低減又はなくす傾向があり得る。例えば、バイオセラミック粒子は、靭性及びモジュラスを増大させ、ポリマーの分解速度を変化させることができる。いくつかの実施形態において、複合材料は、ポリマー中に分散した複数のバイオセラミック粒子を含むことができる。

一般的に、バイオセラミック粒子は生分解性ポリマー全体に均一に分散していることが望ましい。粒子の分散が均一なほど、複合材料及び複合材料から製造されるデバイスのより均一な特性が得られる。例えば、均一な分散は、靭性及びモジュラスの均一な増大並びに分解速度の変化をもたらし得る。いくつかの実施形態において、バイオセラミック粒子が生分解性ポリマー中に均一又は実質的に均一に分散している。

特定の実施形態において、埋込み式医療デバイスの構造要素をバイオセラミック／ポリマー複合材料から製造することができる。構造要素は、ストラット、ワイヤー又はフィラメントなどの支持要素を含み得るが、これらに限定されない。図２Ａにステント１００の構造要素１１０の部分２００を示す。部分２００の一部２１０を図２Ｂにおける拡大図に示す。図２Ｂにポリマーマトリックス２３０全体に分散しているバイオセラミック粒子２２０を示す。

バイオセラミックは、人体との適合性のあるセラミック材料を含み得る。より一般的には、バイオセラミック材料は、あらゆる種類の適合性のある無機材料又は無機／有機ハイブリッド材料を含み得る。バイオセラミック材料は、アルミナ、ジルコニア、アパタイト、リン酸カルシウム、シリカベースのガラス、又はガラスセラミック、及びパイロライトカーボンを含むがこれらに限定されない。バイオセラミック材料は、生体吸収性及び／又は活性であり得る。生理学的過程に能動的に貢献する場合、バイオセラミックは活性である。バイオセラミック材料は、該材料が人体の生理学的条件下で吸収又は分解せず、生理学的過程に能動的に貢献しないことを意味する「不活性」でもあり得る。

アパタイト及び他のリン酸カルシウムの実例となる例は、ヒドロキシアパタイト（Ｃａ_１０（ＰＯ_４）_６（ＯＨ）_２）、フロロアパタイト（Ｃａ_１０（ＰＯ_４）_６Ｆ_２）、炭酸アパタイト（Ｃａ_１０（ＰＯ_４）６ＣＯ_３）、リン酸トリカルシウム（Ｃａ_３（ＰＯ_４）_２）、リン酸オクタカルシウム（Ｃａ_８Ｈ_２（ＰＯ_４）_６−５Ｈ_２Ｏ）、リン酸オクタカルシウム（Ｃａ_８Ｈ_２（ＰＯ_４）６−５Ｈ_２Ｏ）、ピロリン酸カルシウム（Ｃａ_２Ｐ_２Ｏ_７−２Ｈ_２Ｏ）、リン酸テトラカルシウム（Ｃａ_４Ｐ_２Ｏ_９）及びリン酸ジカルシウム脱水物（ＣａＨＰＯ_４−２Ｈ_２Ｏ）を含むが、これらに限定されない。

バイオセラミックという用語は、ＳｉＯ_２、Ｎａ_２Ｏ、ＣａＯ及びＰ_２Ｏ_５などの化合物からなる生体活性ガラスセラミックである生体活性ガラスも含み得る。例えば、市販の生体活性ガラスであるＢｉｏｇｌａｓｓ（登録商標）は、ＳｉＯ_２−Ｎａ_２Ｏ−Ｋ_２Ｏ−ＣａＯ−ＭｇＯ−Ｐ_２Ｏ_５系の特定の組成物から得られる。いくつかの市販の生体活性ガラスは、以下を含むが、それらに限定されない。
４５Ｓ５：４６．１モル％ＳｉＯ２、２６．９モル％ＣａＯ、２４．４モル％Ｎａ_２Ｏ及び２．５モル％Ｐ_２Ｏ_５；
５８Ｓ：６０モル％ＳｉＯ２、３６モル％ＣａＯ及び４モル％Ｐ_２Ｏ_５；並びに
Ｓ７０Ｃ３０：７０モル％ＳｉＯ２、３０モル％ＣａＯ。
もう１つの市販のガラスセラミックは、Ａ／Ｗである。

いくつかの実施形態において、ある種のバイオセラミックは抗感染特性を有することができるので、複合材料埋込み式医療デバイス中のバイオセラミック粒子は感染を抑制又は予防するために用いることができる。バイオセラミックは、ヒト体液及び血漿中に広く存在するカルシウム及びリン酸イオンなどの様々なイオンを放出することができる。カルシウム及び／又はリン酸イオンを放出するバイオセラミックの例としては、種々のリン酸カルシウム及び生体活性ガラスなどがある。放出されたイオンは、異物反応を抑制する可能性がある。Ｔｒｅｎｄｓ Ｂｉｏｍａｔｅｒ．Ａｒｔｉｆ．Ｔｒｅｎ、第１８巻（１号）、９〜１７頁。

上記のように、ステントのような埋込み式医療デバイスは、活性物質をデバイス上のコーティング又はデバイスの基材中に混入することより薬物添加することができる。いくつかの実施形態において、バイオセラミックから放出されるイオンは、活性物質に対する相加治療効果及び／又は相乗治療効果を有することがあり得る。例えば、イオンは、抗増殖薬及び／又は抗炎症薬と共に用いることができる。

バイオセラミック粒子は、生分解性、生体吸収性又は生体安定性セラミックから部分的又は完全に製造することができる。生体吸収性バイオセラミックの例としては、様々な種類のバイオガラス材料、リン酸テトラカルシウム、非晶質リン酸カルシウム、α−リン酸トリカルシウム及びβ−リン酸トリカルシウムなどがある。生体安定性バイオセラミックは、アルミナ及びジルコニアなどである。

様々なサイズのバイオセラミック粒子を組成物に用いることができる。例えば、バイオセラミック粒子は、ナノ粒子及び／又はマイクロ粒子を含むことができるが、これらに限定されない。ナノ粒子は、約１ｎｍ〜約１０００ｎｍの範囲の特性長（例えば、直径）を有する粒子を意味する。マイクロ粒子は、１０００ｎｍを超え、約１０μｍ未満の範囲の特性長を有する粒子を意味する。さらに、バイオセラミック粒子は、球状及び繊維を含むが、これらに限定されない、様々な形状のものであってよい。

さらに、粒径分布は、ポリマーの特性を改良するのに重要であり得る。一般的に、狭い粒径分布が好ましい。

デバイスの構造要素の複合材料は、複合材料のポリマーマトリックスと比較して０．０１重量％〜１０重量％のバイオセラミック粒子、又はより狭くは０．５重量％〜２重量％のバイオセラミック粒子を有していてもよい。

上記のように、バイオセラミック粒子は、埋込み式医療デバイスに用いられるポリマーの多くの上述の短所を低減又はなくすことができる。本発明の一態様において、バイオセラミック粒子は、埋込み式医療デバイスの破壊靭性を増大させることができる。一般的に、破壊靭性が高いほど、材料の、亀裂の伝播に対する抵抗性が高い。いくつかの実施形態において、バイオセラミック粒子は、生理学的条件でもろいマトリックスポリマーを有する複合材料に用いることができる。特に、そのようなポリマーは、体温を上回るＴｇを有することができる。一実施形態において、バイオセラミック粒子はナノ粒子であってよい。

ステントのような埋込み式医療デバイスの特定の領域は、使用時に該デバイスに応力がかかっているとき、高度の応力及びひずみを経験する。例えば、ステントが圧着及び展開されるとき、部分１３０、１４０及び１５０などの曲線状又は屈曲領域は、破壊につながり得る高度に集中したひずみを有し得る。バイオセラミック粒子は、大量の材料全体にひずみを分散させることによってひずみの集中を減少させて破壊靭性を増大させることができる。粒子は、かかっている応力に起因するエネルギーを吸収し、大量のバイオセラミック／ポリマー複合材料にエネルギーを分散させる。

したがって、バイオセラミック複合材料から製造されたデバイスにおける応力及びひずみは、高度に集中せずに、多数の個別の粒子を巻き込む多くの小相互作用に分割される。亀裂が材料中に発生し始め、複合材料中を移動し始めたとき、亀裂は、粒子との相互作用によって、より微細な亀裂に分解する。それにより、粒子は、かかっている応力によりデバイスに与えられるエネルギーを放散させる傾向がある。一般的に、靭性の増大は粒子のサイズに正比例する。粒子対マトリックスの所定の重量比について、粒子のサイズが減少するにつれて、単位体積当たりのデバイス全体に分散した粒子の数も増加する。それにより、デバイスにかかっている応力のエネルギーを分散させる粒子の数は増加する。したがって、ポリマーの靭性を増加させるためにナノ粒子を用いることが有利である。ポリマー材料の破壊靭性は、複合材料中の不連続相又は補強相としてナノ粒子を用いることにより改善できることが示されている。Ｊ．ｏｆ Ａｐｐｌｉｅｄ Ｐｏｌｙｍｅｒ Ｓｃｉｅｎｃｅ、９４（２００４）７９６〜８０２。

バイオセラミック粒子、より詳細には、ナノバイオセラミック粒子は、バイオセラミック／ポリマー複合材料中のネットワークにより多くの微結晶をもたらすことにより、破壊靭性を増大させる。本発明の他の態様において、バイオセラミック粒子は、ポリマーのモジュラスを増加させるために用いることができる。上記のように、ポリマーステントは、血管の効果的な足場を提供するために高い半径方向強度を必要とする。多くの生分解性ポリマーは、金属と比べて比較的低いモジュラスを有する。マトリックスポリマーより高いモジュラスを有するバイオセラミック粒子を含む複合材料は、ポリマーより高いモジュラスを有する可能性がある。より高いモジュラスは、マトリックスポリマーのみから製造したステントよりはるかに細いストラットを有する複合材料ステントの製造を可能にする。比較的低いモジュラスのポリマーの例は、ポリ（Ｄ，Ｌ−ラクチド−コ−グリコリド）、ポリ（ラクチド−コ−カプロラクトン）、ポリ（ラクチド−コ−トリメチレンカーボネート）、ポリ（グリコリド−コ−カプロラクトン）及びポリ（Ｄ，Ｌ−ラクチド）を含むが、これらに限定されない。ナノ粒子を含む複合材料は、ポリマーのモジュラスを１〜２桁増大させることができる。Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ Ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｏｆ Ｐｏｌｙｍｅｒｓ ａｎｄ Ｃｏｍｐｏｓｉｔｅｓ、Ｌａｗｒｅｎｃｅ Ｅ．Ｎｉｅｌｓｅｎ ａｎｄ Ｒｏｂｅｒｔ Ｆ．Ｌａｎｄｅｌ、第２版、３８４〜３８５（１９９３）。

さらに、ポリマー複合材料中のバイオセラミック粒子はまた、クリープ、応力緩和及び物理的老化を低減又はなくすことができる。粒子はポリマーの非晶質領域のポリマー鎖の運動を減少又は阻害する「ネットポイント」として作用すると考えられる。

さらに、半結晶性ポリマーから製造される複合材料において、クリープ、応力緩和及び物理的老化を低減又はなくすために、埋込み式デバイスを構成するバイオセラミック／ポリマー複合材料の結晶化度を制御することができる。上記のように、ポリマーにおけるこれらの現象は、ポリマー鎖の再配列又は緩和に起因する。

一般的に、半結晶性ポリマーの結晶化度が増加するにつれて、物理的老化クリープ及び応力緩和は低減する。これは、結晶質領域が、運動できる非晶質領域のポリマー鎖を減少させることに起因すると考えられる。しかし、結晶化度の増加は、生理学的条件でポリマーの脆弱性をもたらし得る。

さらなる実施形態において、埋込み式医療デバイスの構造要素が、非晶質生分解性ポリマーマトリックス相内に分散した複数の結晶質領域を有する複合材料を含んでいてもよい。結晶質領域は、バイオセラミック粒子の周囲に形成させることができる。特定の実施形態において、構造要素を構成する複合材料が比較的低い結晶化度を有していてもよい。例えば、結晶化度は５０％、３０％、２０％未満又は１０％未満であってよい。

さらに、該デバイスは、得られる複合材料が、比較的多数の比較的小さい結晶質領域を有するように製造することができる。特定の実施形態において、平均結晶サイズは、１０ミクロン、５ミクロン未満又は２ミクロン未満であってよい。領域の数の増加と相まって結晶質領域のサイズが減少するにつれて、ポリマーはよりもろくなくなり、これが破壊靭性を増大させる可能性がある。得られるポリマーの結晶化度は比較的低いことがあり得るが、比較的多数の比較的小さい結晶質領域の存在は、物理的老化、クリープ及び応力緩和を低減又はなくすことができる。

結晶質領域のサイズ及び数は、埋込み式医療デバイスを製造するポリマー構造物の形成時に制御することがきる。管のようなポリマー構造物は、押出し成形又は射出成形を含むが、これらに限定されない、様々な種類の形成方法を用いて形成することができる。押出機の代表的な例は、単スクリュー押出機、インターメッシング同時回転及び対向回転双スクリュー押出機並びに他の複スクリュー素練り押出機を含むが、これらに限定されない。

いくつかの実施形態において、ポリマーとバイオセラミック粒子との混合物を押出し成形して、管などのポリマー構造物を成形することができる。バイオセラミック粒子と混合されたポリマー溶融物を押出機を通して運び、ダイを通して管の形状の環状フィルムとしての形状で押し出すことができる。環状フィルムをポリマーの融点、Ｔｍ以下に冷却して、押出し成形ポリマー管を形成することができる。例えば、環状フィルムを選択した温度のウォーターバスに移すことができる。或いは、環状フィルムを選択した温度のガスにより冷却することができる。環状フィルムは、周囲温度、例えば、２５℃又はそれ近くに冷却してよい。或いは、環状フィルムは、周囲温度を下回る温度に冷却してよい。

一般的に、ポリマーにおける結晶化は、ポリマーのＴｇとＴｍとの間の温度でポリマー中に起こる傾向がある。したがって、いくつかの実施形態において、冷却中のポリマー構造物の温度はＴｇとＴｍとの間であってよい。押出し成形した混合物の温度をＴｍ未満に低くして管などのポリマー構造物を形成するとき、バイオセラミック粒子は、結晶質領域の形成のためのポリマー溶融物中の核形成の場所を提供する。

多くの小結晶質領域のネットワークが形成され、これが、結晶質領域を束ね、ポリマーの破壊、クリープ、応力緩和及び物理的老化を低減、抑制又は予防するように作用することができる。結晶質領域は、非晶質領域におけるポリマー鎖の運動の自由を制限する非晶質領域中のネットポイントとしての役割を果たすことができる。結果として、物理的老化、クリープ及び応力緩和を低減することができる。さらに、上記の理由のため、ポリマーの靭性も増大する。

一般的に、マイクロ粒子及びナノ粒子は、核形成点として用いることができる。しかし、粒子の数が増加し、粒子のサイズが減少するにつれて、結晶質領域は、破壊靭性の増大と物理的老化、クリープ及び応力緩和の低減により有効になる。ポリマーの非晶質領域内の結晶質領域が互いに近いほど、結晶質領域は非晶質領域におけるポリマー鎖の運動の自由度を大きく制限することができる。したがって、ナノ粒子は、物理的老化、クリープ及び応力緩和の低減により有効であり得る。

特定の実施形態において、結晶質領域のサイズを押出機からの冷却しつつあるポリマー構造物の温度により制御することができる。一般的に、結晶化は、ポリマーのＴｇとＴｍとの間の温度のポリマーにおいて起こる傾向がある。この範囲内の結晶化の速度は温度によって異なる。図３に結晶核生成速度（Ｒ_Ｎ）、結晶成長速度（Ｒ_ＣＧ）及び結晶化の総合的速度（Ｒ_ＣＯ）の概略のプロットを示す。結晶核生成速度は、新たな結晶の成長速度であり、結晶成長速度は、形成された結晶の成長速度である。結晶化の総合的速度は曲線Ｒ_Ｎ及びＲ_ＣＧの和である。

特定の実施形態において、冷却しつつあるポリマー構造物の温度は、その温度での総合的結晶化速度が比較的低い、温度であってよい。そのような温度では、結晶化度の増加は、既存の結晶の成長でなく、主としてバイオセラミック粒子の周囲の結晶質領域の形成に起因する。いくつかの実施形態において、温度は、結晶核生成速度が結晶成長速度より大きい範囲内にあってよい。一実施形態において、温度は、結晶核生成速度が結晶成長速度より実質的に大きい範囲内にあってよい。例えば、温度は、結晶核生成速度の結晶成長速度に対する比が２、５、１０、５０、１００又は１００を超える温度であってよい。他の実施形態において、温度範囲は、図３に示すΔＴ、すなわち、ほぼＴｇと約０．２５（Ｔｍ−Ｔｇ）＋Ｔｇとの間の範囲であってよい。

一般的に、複合材料における連続相と不連続相又は補強相との良好な結合は、複合材料の機械的性能の改善を助長する。例えば、バイオセラミック粒子に起因するポリマーのモジュラス及び破壊靭性の増大は、ポリマーと粒子との良好な結合によって増強することができる。

いくつかの実施形態において、バイオセラミック粒子は、粒子とポリマーマトリックスとの接着を改善するための接着促進剤を含んでいてもよい。一実施形態において、接着促進剤は、カップリング剤を含んでいてよい。カップリング剤は、複合材料のバイオセラミック粒子及びポリマーマトリックスと反応することができる化学物質を意味する。カップリング剤は、ポリマーとバイオセラミック粒子との間のインターフェースとして作用し、２つの間の化学的架橋を形成して接着を促進する。

接着促進剤は、シラン及び非シランカップリング剤を含んでいてもよいが、これらに限定されない。例えば、接着促進剤は、３−アミノプロピルトリメトキシシラン、３−アミノプロピルトリエトキシシラン、アミノプロピルメチルジエトキシシラン、有機トリアルコキシシラン、チタン酸塩、ジルコニウム酸塩及び有機酸−塩化クロム配位錯体を含んでいてもよい。特に、３−アミノプロピルトリメトキシシランは、ポリ（Ｌ−ラクチド）とバイオガラスとの接着を促進することが示された。Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ ２５（２００４）２４８９〜２５００。

いくつかの実施形態において、バイオセラミック粒子の表面を、ポリマーマトリックスとの混合の前に接着促進剤で処理することができる。一実施形態において、バイオセラミック粒子を接着促進剤を含む溶液で処理することができる。処理は、接着促進剤又は接着促進剤を含む溶液を用いて粒子をコーティング、浸漬、又はスプレーすることを含むが、これらに限定されない。粒子は、接着促進剤を含むガスで処理することができる。一実施形態において、バイオセラミック粒子の処理は、接着促進剤を蒸留水とエタノールなどの溶媒の溶液と混合し、次いで、バイオセラミック粒子を加えることを含む。次いで、例えば、遠心分離により、バイオセラミック粒子を溶液から分離することができ、粒子を乾燥することができる。次いで、バイオセラミック粒子を用いて、ポリマー複合材料を形成することができる。別の実施形態において、接着促進剤を複合材料の生成時に粒子に加えることができる。例えば、接着促進剤を押出し成形時にバイオセラミック／ポリマー混合物と混合することができる。

上記のように、デバイスは、治療投薬が完了するまで、体内の生理学的条件への曝露することにより分解、侵食又は崩壊する材料から全部又は一部なっていてよい。デバイスは、治療が完了したならば、崩壊又は埋込み領域から消失するように構成することができる。デバイスは、溶解又は化学的分解を含むが、これらに限定されない１つ又は複数のメカニズムにより崩壊することができる。

治療期間は、治療を受ける身体の障害に依存する。例示の目的のみのために、罹患血管にステントの使用を必要とする冠状動脈性心臓病の治療において、期間は約１カ月から数年の範囲内であり得る。しかし、期間は一般的に約６〜１２カ月の範囲内である。したがって、ステントのような埋込み式医療デバイスは、治療期間又はそれに近い分解時間を有することが望ましい。分解時間は、埋込み式医療デバイスが埋込み部位から実質的又は完全に侵食されて消え去る時間を意味する。

埋込み式デバイスの侵食又は崩壊は、機械的、化学的分解及び溶解を含むが、これらに限定されないいくつかのメカニズムによる可能性がある。したがって、身体の状態は、体液（体液との接触、体液の流れ）並びにデバイスと直接及び間接的に接触している身体組織から生ずる機械的力に関連するすべての状態を含み得るが、これらに限定されない。ポリマー材料の分解は、血液のような体液への曝露に起因するデバイス材料の酵素及び／又は加水分解による分解を含む化学的分解を主として含む。

生分解性ポリマーの化学的分解は、例えば、血管環境内の体液への曝露後のポリマーの物理的及び化学的特性の変化をもたらす。化学的分解は、例えば、加水分解及び／又は代謝過程によって引き起こされる可能性がある。加水分解は、分子が、水の分子の付加により２つの部分に分解する化学的過程である。したがって、ポリマーの本体における分解の程度は、ポリマー中の水の拡散率、したがって、拡散速度に強く依存する。

ポリ（Ｌ−ラクチド）などのある種の生分解性ポリマーの他の欠点は、分解速度が遅く、所望の範囲外のステントの分解時間をもたらすことである。好ましい分解は、６〜１２カ月である。加水分解により分解する生分解性ポリマーの平衡含水率の増加は、ポリマーの分解速度を増加させることができる。本発明の様々な実施形態は、分解速度を加速するためのデバイスのポリマーの平衡含水率の増加を含む。

いくつかの実施形態において、生体吸収性バイオセラミック粒子をバイオセラミック／ポリマー複合材料に含めて、デバイスのポリマーの分解時間を増大させることができる。一実施形態において、バイオセラミック／ポリマー複合デバイスの分解速度を所望の時間枠に最適化及び／又は調節することができる。バイオセラミック粒子はポリマーマトリックス中で侵食されるので、マトリックスの多孔度は増加する。多孔度の増加は、ポリマーマトリックスを通じての水分の拡散速度、及びひいてはポリマーマトリックスの平衡含水率を増加させる。結果として、ポリマーの分解速度は増加する。多孔性構造はマトリックスからの分解生成物の輸送も増加させ、これがまたマトリックスの分解速度を増加させる。

特定の実施形態において、デバイスの分解速度及び分解時間を、バイオセラミック材料の種類並びに粒子のサイズ及び形状などの変数により最適化又は調節することができる。いくつかの実施形態において、バイオセラミック材料をポリマーマトリックスより高い分解速度を有するように選択することができる。バイオセラミック材料の分解速度が速いほど、ポリマーマトリックスの多孔度の増加が速くなり、これが、ポリマーマトリックスの分解速度のより高い増加をもたらす。さらに、粒子のサイズは粒子の侵食の時間に影響を及ぼす。粒子が小さいほど、粒子の単位質量当たりの表面積が高いので、粒子の侵食が速くなる。

例えば、ナノ粒子は、マイクロ粒子と比較して比較的速い侵食速度を有する可能性がある。さらに、繊維などの伸長粒子は、粒子の単位質量当たりの表面積がより高いため、単位質量基準でより速く侵食される傾向があり得る。また、短繊維は、より長い繊維より速く侵食される傾向があり得る。短繊維は、短い長さに切断された長繊維を意味する。いくつかの実施形態において、短繊維は、上記のように繊維を生成させ、それらを短い長さに切断することによって形成することができる。一実施形態において、短繊維の少なくとも一部の長さは、形成される管の直径より実質的に小さい。例えば、いくつかの実施形態において、短繊維は、０．０５ｍｍ未満の長さであってもよい。他の実施形態において、短繊維は、０．０５から８ｍｍの長さ、又はより狭く０．１から０．４ｍｍの長さ、又は０．３から０．４ｍｍの長さであってもよい。

さらに、バイオセラミック粒子の侵食により形成される細孔のサイズ及び分布もポリマーマトリックスの分解速度及び時間に影響を及ぼし得る。ナノ粒子のようなより小さい粒子は、マイクロ粒子のようなより大きい粒子よりも、より大きい体積のポリマーマトリックスを体液に曝露させる多孔性ネットワークを形成する。結果として、マイクロ粒子でなく、ナノ粒子を用いる場合、マトリックスの分解速度及び時間はより高い可能性がある。

粒子の材料の種類並びに粒子のサイズ及び形状の適切な選択により、粒子及びデバイスは、選択される侵食速度及び分解時間を有するように設計することができる。例えば、粒子は、体液への曝露により数分、数時間、数日又は数カ月で侵食されて消え去るように設計することができる。

上記のように、多くの生分解性ポリマーは、加水分解のメカニズムにより分解する。加水分解反応の速度は、ｐＨが低下するにつれて増加する傾向がある。ポリラクチドのようなポリマーの分解生成物は酸性なので、分解生成物は自己触媒作用を有する。したがって、バイオセラミック分解生成物のｐＨは、デバイスの分解速度にも影響を及ぼし得る。したがって、酸性分解副生成物を有するバイオセラミック粒子は、マトリックスポリマーの分解の速度をさらに増大させる可能性がある。

例えば、リン酸トリカルシウムは、酸性分解生成物を放出する。したがって、いくつかの実施形態は、体液への曝露時に酸性分解生成物を有するバイオセラミックを含む複合材料を含むことができる。酸性分解生成物は、ポリマーの分解速度を増加させることができ、これによりデバイスの分解時間を短縮することができる。

他の実施形態において、複合材料は、塩基性分解生成物を有するバイオセラミック粒子を含むことができる。例えば、ヒドロキシアパタイトは、塩基性分解生成物を放出する。バイオセラミック粒子の塩基性分解生成物は、ポリマーの分解の酸性分解生成物を中和することにより、ポリマーの分解の自己触媒効果を低下させることができる。いくつかの実施形態において、バイオセラミック粒子の塩基性分解生成物は、ポリマーの分解速度を低下させることができる。さらに、塩基性分解生成物を有するバイオセラミック粒子は、異物反応を抑制することもできる。

例えば、酸性分解生成物の速やかな放出に起因する局所的ｐＨ低下を潜在的にもたらすことができる例えばポリ（ラクチド−コ−グリコリド）のような迅速侵食性埋込み式医療デバイスにおいて、塩基性分解生成物を有するバイオセラミック粒子の使用は、反応を緩衝し、局所的ｐＨ低下を中和することができる。

本発明のさらなる実施形態は、バイオセラミック／ポリマー複合材料の生成及びそれからの埋込み式医療デバイスの製造を含む。上記のように、ポリマーとバイオセラミック粒子の複合材料を押出し成形して、管のようなポリマー構造物を形成することができる。次いで、ステントを管から製造することができる。複合材料は、多くの方法で形成することができる。いくつかの実施形態において、複合材料は、溶融混合により生成させることができる。溶融混合において、バイオセラミック粒子をポリマー溶融物と混合する。押出し又はバッチ処理を用いて、粒子をポリマー溶融物と混合することができる。

一実施形態において、ポリマーの溶融の前にバイオセラミック粒子を粉末状又は顆粒状のポリマーと混合することができる。容器又は混合機中での粒子とポリマーの撹拌などの機械的混合又は撹拌を用いて、粒子とポリマーを混合することができる。次いで、撹拌混合物を押出機中又はバッチ処理を用いてポリマーの溶融温度を上回る温度に加熱することができる。

しかし、機械的混合又は撹拌技術に伴う問題は、ポリマーと粒子が別個の領域又は層に分離する可能性があることである。これは、ナノ粒子のようなより小さい粒子について特に問題である。さらに、述べたように粒子をポリマー溶融物と混合することによって均一な分散を得ることは、粒子が塊になったり、又はクラスターを形成することがあり得ることである。押出機中又はバッチ処理での機械的混合は、クラスターを破壊するには不十分で、バイオセラミック粒子とポリマーとの不均一な混合物を生じさせることがあり得る。いくつかの実施形態は、バイオセラミック粒子とポリマー溶液の懸濁液から複合材料を形成させることを含むことができる。懸濁液を用いて形成させた複合材料は、懸濁液を用いずに形成させる方法より均一に分散した粒子を有する複合材料となり得る。

或いは、ポリマー溶液中の粒子の懸濁液からバイオセラミック粒子とポリマーの複合混合物を形成させる、溶液混合により、バイオセラミック粒子をポリマーと混合することができる。埋込み式医療デバイスを形成する方法の特定の実施形態は、液体、ポリマー及びバイオセラミック粒子を含む懸濁液を生成させることを含んでいてよい。「懸濁液」は、粒子が液体中に懸濁又は分散している混合物である。液体は、ポリマーが該液体に溶解するようなポリマーの溶媒であってもよい。ポリマーを液体に溶解する前又はその後に、粒子を液体と混合することができる。

当業者に知られている様々な機械的混合方法を懸濁液中にバイオセラミック粒子を分散させるのに用いることができる。一実施形態において、懸濁液を例えば、超音波混合器により超音波で処理することができる。

該方法は、懸濁液を、ポリマーに対する貧溶媒であってもよい第２の液体と混合することをさらに含んでいてもよい。懸濁溶液と第２の液体の混合時に、ポリマーの少なくとも一部を沈殿させることができる。いくつかの実施形態において、バイオセラミック粒子の少なくとも一部が沈殿したポリマーと共に懸濁液から沈殿して、複合混合物を形成してもよい。

次いで、沈殿した複合混合物を溶媒からろ別することができる。ろ過した複合混合物を乾燥して残存溶媒を除去することができる。例えば、複合混合物は、真空オーブン中で、又は混合物に加熱ガスを吹きつけることにより乾燥することができる。

具体例としてのポリマーは、ポリ（Ｌ−乳酸）、ポリ（ＤＬ−乳酸）、ポリ（ラクチド−コグリコリド）を含んでいてもよいが、これらに限定されない。そのようなポリマーの代表的な溶媒は、トルエン及びクロロホルムを含んでいてよい。ポリマーを沈殿させるのに用いることができるこれらのポリマーに対する代表的な貧溶媒は、メタノール、エタノール、イソプロパノール及びヘキサン又はヘプタンなどの様々なアルカンを含む。

バイオセラミックナノ粒子を含む懸濁液において、粒子は溶液中のポリマー鎖と強い相互作用を有することができ、これにより、粒子がポリマー鎖によって封じ込められたり、取り囲まれた状態になり得ると考えられる。したがって、ポリマーが溶液から沈殿するとき、粒子とポリマーとの相互作用が粒子と溶液との相互作用に打ち勝つことができ、その結果、粒子がポリマーと沈殿する。

さらに、粒子の沈殿の程度及び沈殿したポリマー中の粒子の分散の程度は、溶液中に溶解したポリマーの量に依存することが認められた。沈殿の程度は、懸濁液から沈殿する粒子の量を意味する。沈殿したポリマー中の粒子の分散の程度は、粒子とポリマーとの混合の程度を意味する。

ポリマーの量は、懸濁溶液中のポリマーの重量パーセントにより定量化することができる。さらに、溶液の粘度も溶液中のポリマーの量に関連する。溶解したポリマーの重量パーセントが高いほど、懸濁溶液の粘度は高い。

懸濁粒子の所定の濃度で、溶解したポリマーの重量パーセント又は粘度が低下するにつれて、粒子の沈殿の程度は低下する。これは、粒子とポリマー鎖との相互作用の低減に起因すると考えられる。したがって、より低いポリマーの重量パーセント又は粘度では、沈殿する粒子の量は比較的低いことがあり得る。

さらに、懸濁粒子の所定の濃度で、ポリマーの重量パーセント又は溶液の粘度が観察される範囲を超えて増加するにつれて、沈殿ポリマー中の粒子の分散の程度は低下する傾向がある。ポリマーのより高い重量パーセント又はより高い粘度では、ポリマー鎖間の相互作用が、粒子を沈殿させる、粒子とポリマー鎖との相互作用を減少させると考えられる。例えば、粒子は、ポリマー鎖の間で自由に動くことができない可能性がある。

所定の懸濁液は、粒子の種類、粒子濃度及び溶媒の特定の組合せを有することができる。この所定の懸濁液について、所望の程度の粒子の沈殿及び所望の程度の沈殿ポリマー中の粒子の分散を得るためにポリマーの重量パーセント又は粘度を変化させることができる。したがって、所望の程度の粒子の沈殿及び所望の程度の沈殿ポリマー中の粒子の分散をもたらすことができるポリマーの重量パーセント又は粘度の範囲が存在する可能性がある。

さらに、懸濁液を貧溶媒と混合する方法も、沈殿の程度及び分散の程度に影響を及ぼすことがあり得る。例えば、小滴の微細なミストを貧溶媒中に沈積させることにより、より容易に所望の程度の沈殿及び所望の程度の分散を得ることができる。したがって、懸濁液を貧溶媒と混合する方法が所望の程度の沈殿及び所望の程度の分散をもたらすポリマーの重量パーセント又は粘度の範囲に影響を及ぼすことがあり得る。

方法のさらなる実施形態は、複合混合物を押出機に運ぶことを含む。複合混合物は、ポリマーの溶融温度を上回り、バイオセラミック粒子の溶融温度を下回る温度で押し出すことができる。いくつかの実施形態において、乾燥複合混合物を、例えば、細切又は粉砕により小片に破砕することができる。複合混合物のより小さい断片を押し出すことは、押出し工程時のナノ粒子のより均一な分布につながる可能性がある。

次いで、押出し処理済み複合混合物を、管又は、円筒形にし若しくは巻いて管を形成させることができるシートなどのポリマー構造物に形成させることができる。医療デバイスは該構造物から製造することができる。例えば、ステントは、パターンを管にレーザー加工することにより、管から製造することができる。

他の実施形態において、ポリマー構造物は、射出成形装置を用いて複合材料混合物から形成させることができる。

所望の量の沈殿複合混合物の調製は、大量の溶媒及び沈殿剤を必要とする可能性がある。したがって、いくつかの実施形態において、沈殿複合混合物を押出機中又はバッチ処理で一定の量のポリマーと溶融混合することが有利である可能性がある。ポリマーは、沈殿複合混合物の同じ又は異なるポリマーであってよい。例えば、所望より高い重量パーセントのバイオセラミック粒子を有する比較的少量の沈殿複合混合物を調製することができる。沈殿複合混合物を一定の量の生分解性ポリマーと溶融混合して、所望の重量パーセントのバイオセラミック粒子を有する複合混合物を形成することができる。

埋込み式医療デバイスを製造するのに用いることができるポリマーの代表的な例は、ポリ（Ｎ−アセチルグルコサミン）（キチン）、キトサン、ポリ（ヒドロキシ吉草酸）、ポリ（ラクチド−コ−グリコリド）、ポリヒドロキシ酪酸、ポリ（ヒドロキシ酪酸−コ−吉草酸）、ポリオルトエステル、ポリ酸無水物、ポリ（グリコール酸）、ポリ（グリコリド）、ポリ（Ｌ−乳酸）、ポリ−（Ｌ−ラクチド）、ポリ−（Ｄ，Ｌ−乳酸）、ポリ（Ｌ−ラクチド−コ−グリコリド）；ポリ（Ｄ，Ｌ−ラクチド）、ポリ（カプロラクトン）、ポリ（トリメチレンカーボネート）、ポリエチレンアミド、ポリエチレンアクリレート、ポリ（グリコール酸−コ−トリメチレンカーボネート）、コ−ポリ（エーテル−エステル）（例えば、ＰＥＯ／ＰＬＡ）、ポリホスファゼン、生体分子（フィブリン、フィブリノーゲン、セルロース、デンプン、コラーゲン及びヒアルロン酸など）、ポリウレタン、シリコーン、ポリエステル、ポリオレフィン、ポリイソブチレン及びエチレン−αオレフィンコポリマー、ポリアクリレート以外のアクリルポリマー及びコポリマー、ハロゲン化ビニルポリマー及びコポリマー（ポリ塩化ビニルなど）、ポリビニルエーテル（ポリビニルメチルエーテルなど）、ポリハロゲン化ビニリデン（ポリ塩化ビニリデンなど）、ポリアクリロニトリル、ポリビニルケトン、ポリビニル芳香族（ポリスチレンなど）、ポリビニルエステル（ポリ酢酸ビニルなど）、アクリロニトリル−スチレンコポリマー、ＡＢＳ樹脂、ポリアミド（ナイロン６６及びポリカプロラクタムなど）、ポリカーボネート、ポリオキシメチレン、ポリイミド、ポリエーテル、ポリウレタン、レーヨン、レーヨン−トリ酢酸、セルロース、酢酸セルロース、酪酸セルロース、酢酸酪酸セルロース、セロファン、硝酸セルロース、プロピオン酸セルロース、セルロースエーテル及びカルボキシメチルセルロースを含むが、これらに限定されない。

本明細書に開示した方法による埋込み式医療デバイスの製造に用いるのに特によく適する可能性があるポリマーのさらなる代表的な例としては、エチレンビニルアルコールコポリマー（一般名ＥＶＯＨ又は商品名ＥＶＡＬにより一般的に知られている）、ポリ（メタクリル酸ブチル）、ポリ（フッ化ビニリデン−コ−ヘキサフルオロプロペン）（例えば、Ｓｏｌｖａｙ Ｓｏｌｅｘｉｓ ＰＶＤＦ（Ｔｈｏｒｏｆａｒｅ、ＮＪ）から入手可能なＳＯＬＥＦ２１５０８）、ポリフッ化ビニリデン（又はＡＴＯＦＩＮＡ Ｃｈｅｍｉｃａｌｓ（Ｐｈｉｌａｄｅｌｐｈｉａ、ＰＡ）から入手可能なＫＹＮＡＲとして知られている）、エチレン−酢酸ビニルコポリマー及びポリエチレングリコールなどがある。

下記の実施例及び実験データは、例示目的のみのためのものであって、本発明を限定するものではない。以下の実施例は、本発明を理解するうえでの助けとするために示すが、本発明は実施例の特定の材料又は手順に限定されないことを理解すべきである。すべての実施例において、ヒドロキシアパタイトナノ粒子（ＨＡＰ）を１つの一般的なバイオセラミックナノ粒子として用いている。実施例において用いたポリマーは、ポリ（Ｌ−乳酸）（ＰＬＬＡ）、ポリ（ＤＬ−乳酸）（ＰＤＬＬＡ）及びポリ（乳酸−コ−グリコリド）（ＰＬＧＡ）であった。

実施例１：ポリマーとバイオセラミック粒子の溶液混合の予言的実施例
ステップ１：バイオセラミック粒子をクロロホルム、アセトン等の適切な溶媒に加え、撹拌して、バイオセラミック粒子懸濁溶液を形成する。
ステップ２：ＰＬＬＡ、ＰＤＬＬＡ、ＰＬＧＡなどのポリマーを懸濁溶液に徐々に加え、ポリマーが完全に溶解するまで撹拌する。このステップにおいて、溶液はまだ比較的低い粘度を有する可能性がある。しかし、バイオセラミック粒子は、撹拌中十分に分散しているはずである。
ステップ３：ポリマーを再び溶液に徐々に加えて、徐々に溶液の粘度を増加させる。ポリマーが完全に溶解し、妥当な溶液粘度が得られるまで、必要に応じてこのステップを繰り返す。
ステップ４：１５〜３０分間、懸濁溶液を超音波混合し、すべてのＨＡＰをＰＬＬＡ溶液中にさらに均一に分散させる。
ステップ６：懸濁溶液を１Ｌのメタノールに加えて、ポリマーと粒子を沈殿させる。

実施例２
ＰＬＬＡ／ＨＡＰ複合材料（１００：１重量／重量）の溶液混合
ステップ１：５０ｍｇのＨＡＰ粒子を３００ｍＬのクロロホルムに加え、１０〜３０分間撹拌して、バイオセラミック粒子懸濁溶液を作った。
ステップ２：５ｇのＰＬＬＡを懸濁溶液に徐々に加え、約８時間撹拌してすべてのポリマーを溶解した。
ステップ３：１５〜３０分間、懸濁溶液を超音波混合し、ＨＡＰ粒子をＰＬＬＡ溶液中にさらに分散させた。
ステップ４：懸濁溶液を１Ｌのメタノールに加えて、ポリマーと粒子を沈殿させた。
ステップ５：沈殿物をろ過し、真空オーブン中で６０℃で約８時間乾燥した。最終生成物は、ＰＬＬＡ／ＨＡＰ複合材料である。２重量％及び５重量％のＨＡＰを含む複合材料も調製した。

ＰＬＬＡ／ＨＡＰ複合材料（１００：１重量／重量）の機械的特性及び形態
複合材料試料及び純ＰＬＬＡの引張試験をＩｎｓｔｒｏｎ引張試験機を用いて実施した。試験試料は、ＰＬＬＡ／ＨＡＰ複合材料及び純ポリマーを１９３℃で３０秒間薄膜にホットプレスして調製した。薄膜から試験バーを切り出し、試験した。最大破壊応力、破壊ひずみ及びヤング率を測定した。引張速度は、約０．５ｉｎ／分であった。

図４〜６に純ＰＬＬＡ及び１重量％のＨＡＰを含むＰＬＬＡ／ＨＡＰ複合材料の引張試験結果を示す。図４に２つの試料の最大応力を示す。ＰＬＬＡ／ＨＡＰ複合材料は、純ＰＬＬＡより高い最大応力を有する。図５に２つの試料の破壊ひずみ％を示す。１重量％複合材料は、純ＰＬＬＡより高い破壊ひずみ％を有していた。図６に２つの試料のヤング率を示す。１重量％試料は、純ＰＬＬＡより高いヤング率を有していた。

実施例３
ＨＡＰ中間混合物としてのＰＬＬＡ／ＨＡＰ複合材料（２：１重量／重量）の溶液混合
ステップ１：２５ｇのＨＡＰ粒子を３Ｌのクロロホルムに加え、１０〜３０分間撹拌して、バイオセラミック粒子懸濁溶液を作った。
ステップ２：５０ｇのＰＬＬＡを懸濁溶液に徐々に加え、約８時間撹拌してすべてのポリマーを溶解した。
ステップ３：１５〜３０分間、懸濁溶液を超音波混合し、ＨＡＰ粒子をＰＬＬＡ溶液中にさらに分散させた。
ステップ４：懸濁溶液を９Ｌのメタノールに加えて、粒子とポリマーを沈殿させた。
ステップ５：沈殿物をろ過し、真空オーブン中で６０℃で約８時間乾燥した。最終生成物は、ＰＬＬＡ／ＨＡＰ複合材料である。

ＰＬＬＡを含む沈殿ＰＬＬＡ／ＨＡＰ（２：１重量／重量）の押出し成形
ステップ１：２：１重量／重量複合材料を小片に破砕した。
ステップ２：２４ｇの破砕複合材料と３７６ｇのＰＬＬＡを混合した。
ステップ３：混合物を２１６℃で押出し成形した。

実施例４
ＰＬＧＡを含む沈殿ＰＬＧＡ／ＨＡＰ（２：１重量／重量）の押出し成形
ステップ１：ＰＬＧＡ／ＨＡＰ複合材料を小片に破砕した。
ステップ２：１２ｇの破砕ＰＬＧＡ／ＨＡＰ複合材料と３９６ｇのＰＬＧＡを混合した。
ステップ３：混合物を２１６℃で押出し成形した。

実施例５
上述のように、バイオセラミック及びポリマー複合材料の機械的特性をさらに改善するために、界面の接着を増強することができる。バイオセラミック粒子と生分解性ポリマーとの接着は、バイオセラミック粒子の表面の少なくとも一部を３−アミノプロピルトリメトキシシラン及び３−アミノプロピルトリエトキシシランなどの接着促進剤でコーティングすることによって改善することができる。

ＨＡＰの修飾の実施例：
ステップ１：１００ｍｌの蒸留水を１９００ｍｌのエタノールに加え、１５〜３０分間撹拌した。
ステップ２：２０ｇの３−アミノプロピルトリメトキシシランを水−エタノール混合物に加え、１時間撹拌した。
ステップ３：２０ｇのＨＡＰを加え、２時間撹拌した。
ステップ４：修飾ＨＡＰを溶液から遠心分離した。
ステップ５：ＨＡＰを真空オーブン中で約８時間乾燥した。

実施例６
ＰＬＧＡ／ナノ粒子複合管からステントを製造した。ステントパターンを切り込む前に、管をブロー成形機中で１０９℃で拡張させて、半径方向の強度を増大させた。超高速パルスレーザーを用いて、ステントパターンを拡張済みの管に切り込んだ。ステントを３０℃で圧着した。圧着した後、ステントを冷間滅菌した。

実施例７
ＰＬＧＡ／ナノ粒子ＨＡＰ複合材料から製造したステントの機械的特性をＩｎｓｔｒｏｎ圧縮試験機で試験した。ステントの膨張及び収縮の後に、ステントの反跳を記録した。

図７及び８にＰＬＧＡ／ＨＡＰステント（１００：１重量／重量）の圧縮試験結果を示す。１００％ＰＬＧＡの圧縮試験結果も比較のために含める。図７にＰＬＧＡ／ＨＡＰステントの平均半径方向強度が１００％ＰＬＧＡステントより約１１％高いことを示す。図８にＰＬＧＡ／ナノＨＡＰステントの圧縮モジュラスが１００％ＰＬＧＡステントと比べて約２３％増加したことを示す。

図９にＰＬＧＡ／ナノＨＡＰステントの反跳がＰＬＧＡステントより約１５％少ないことを示す。

本発明の特定の実施形態を示し、記述したが、そのより広い態様において本発明から逸脱することなく、変更及び修正を行うことができることは当業者には明らかであろう。したがって、添付する特許請求の範囲は、すべてのそのような変更及び修正を本発明の真の精神及び範囲内に入るものとしてそれらの範囲内に含めるためのものである。

Claims (52)

1. バイオセラミック／ポリマー複合材料を含む構造要素を含むステントであって、前記複合材料が、ポリマー中に分散した複数のバイオセラミック粒子を有するステント。
2. 前記バイオセラミック粒子がナノ粒子である、請求項１に記載のデバイス。
3. 前記バイオセラミック粒子及び／又はポリマーが生分解性である、請求項１に記載のデバイス。
4. 前記粒子がポリマー中に均一に又は実質的に均一に分散している、請求項１に記載のデバイス。
5. 前記ポリマー及び前記バイオセラミック粒子が生分解性であり、前記バイオセラミック粒子の生分解速度が前記ポリマーより大きい、請求項１に記載のデバイス。
6. 前記ポリマー及び前記バイオセラミック粒子が生分解性であり、前記バイオセラミック粒子の分解生成物が、デバイスの使用中に前記ポリマーの分解速度を変化させることができる、請求項１に記載のデバイス。
7. 前記バイオセラミック粒子が生分解性であり、前記粒子の分解生成物が塩基性である、請求項１に記載のデバイス。
8. 前記バイオセラミック粒子が生分解性であり、前記粒子の分解生成物が酸性である、請求項１に記載のデバイス。
9. 前記バイオセラミック粒子が生分解性であり、前記粒子の分解生成物が塩基性である、請求項１に記載のデバイス。
10. 前記バイオセラミック粒子が異物反応を抑制するイオンを放出することができる、請求項１に記載のデバイス。
11. 前記バイオセラミック粒子がカルシウムイオン及びリン酸イオンからなる群から選択される、請求項１に記載のデバイス。
12. 前記バイオセラミック粒子の表面が接着促進剤を含み、前記接着促進剤が前記ポリマーと前記バイオセラミック粒子との結合を強化する、請求項１に記載のデバイス。
13. 前記接着促進剤がカップリング剤を含む、請求項１２に記載のデバイス。
14. 前記カップリング剤がシランカップリング剤を含む、請求項１３に記載のデバイス。
15. 前記接着促進剤が、３−アミノプロピルトリメトキシシラン、３−アミノプロピルトリエトキシシラン及びアミノプロピルメチルジエトキシシランからなる群から選択される、請求項１３に記載のデバイス。
16. 前記ポリマーが生分解性である、請求項１に記載のデバイス。
17. 前記粒子が生理学的条件で前記ポリマー及びデバイスの前記構造要素の靭性を増大させる、請求項１に記載のデバイス。
18. 前記粒子が生理学的条件で前記ポリマー及びデバイスの前記構造要素のモジュラスを増大させる、請求項１に記載のデバイス。
19. 前記バイオセラミック粒子が、生理学的条件下での使用中に治療効果を有するイオンを放出する生体活性ガラスを含む、請求項１に記載のデバイス。
20. 液体、ポリマー及びバイオセラミック粒子を含み、前記ポリマーが前記液体に溶解し、前記バイオセラミック粒子が分散している懸濁溶液を形成するステップと、
    前記懸濁溶液を、前記ポリマーに対する貧溶媒である第２の液体と混合するステップと、
    前記懸濁溶液と前記第２の液体との混合時に前記ポリマーの少なくとも一部を沈殿させ、前記バイオセラミック粒子の少なくとも一部を沈殿したポリマーと共に沈殿させて複合混合物を形成するステップと、
    前記複合混合物から埋込み式医療デバイスを製造するステップと、
    を含む、埋込み式医療デバイスを製造する方法。
21. 前記医療デバイスがステントである、請求項２０に記載の方法。
22. 前記ポリマーが生分解性である、請求項２０に記載の方法。
23. 前記バイオセラミック粒子がナノ粒子である、請求項２０に記載の方法。
24. 前記バイオセラミック粒子のすべて又は実質的にすべてが沈殿する、請求項２０に記載の方法。
25. 前記バイオセラミック粒子のすべて又は実質的にすべてが沈殿するように前記懸濁溶液中のポリマーの濃度を調整する、請求項２０に記載の方法。
26. 前記バイオセラミック粒子が生分解性であり、前記粒子の分解生成物が酸性である、請求項２０に記載の方法。
27. 前記バイオセラミック粒子が生分解性であり、前記粒子の分解生成物が塩基性である、請求項２０に記載の方法。
28. 前記バイオセラミック粒子が生分解性であり、前記粒子の分解生成物が中性である、請求項２０に記載の方法。
29. 前記懸濁溶液中の前記バイオセラミック粒子とポリマーとの重量パーセントの比が少なくとも約１：２００である、請求項２０に記載の方法。
30. 前記懸濁溶液を形成する前又は後に前記バイオセラミック粒子を接着促進剤で処理するステップをさらに含む、請求項２０に記載の方法。
31. 前記接着促進剤がシラン及び非シランカップリング剤を含む、請求項３０に記載の方法。
32. 前記接着促進剤が、３−アミノプロピルトリメトキシシラン、３−アミノプロピルトリエトキシシラン及びアミノプロピルメチルジエトキシシランからなる群から選択される、請求項３０に記載の方法。
33. 前記バイオセラミック粒子がヒドロキシアパタイトを含む、請求項２０に記載の方法。
34. 液体、ポリマー及びバイオセラミック粒子を含み、前記ポリマーが前記液体に溶解し、前記バイオセラミック粒子が分散している懸濁溶液を形成するステップと、
    前記懸濁溶液を、前記ポリマーに対する貧溶媒である第２の液体と混合するステップと、
    前記懸濁溶液と前記第２の液体との混合時に前記ポリマーの少なくとも一部を沈殿させ、前記バイオセラミック粒子の少なくとも一部を沈殿したポリマーと共に沈殿させて複合混合物を形成するステップと、
    前記複合混合物を第２のポリマーと混合して第２の複合混合物を形成させ、前記バイオセラミック粒子が該混合により第２の複合混合物中に分散するステップと、
    前記第２の複合混合物から医療デバイスを製造するステップと、
    を含む、埋込み式医療デバイスを製造する方法。
35. 前記埋込み式医療デバイスがステントである、請求項３４に記載の方法。
36. 前記第２のポリマーが前記懸濁溶液中のポリマーと同じ又は異なる、請求項３４に記載の方法。
37. 前記複合混合物と前記第２のポリマーとを前記懸濁溶液中のポリマー及び前記複合混合物の融点を超える温度で押出機中で混合する、請求項３４に記載の方法。
38. 前記第２のポリマーが生分解性である、請求項３４に記載の方法。
39. 前記バイオセラミック粒子がナノ粒子である、請求項３４に記載の方法。
40. 複数のバイオセラミック粒子の表面を接着促進剤で処理するステップと、
    ポリマー中に分散したバイオセラミック粒子、前記ポリマーと前記バイオセラミック粒子との結合を強化する接着促進剤を含む複合材料を形成させるステップと、
    前記複合材料から埋込み式医療デバイスを製造するステップと、
    を含む、埋込み式医療デバイスを製造する方法。
41. 前記接着促進剤がシラン及び非シランカップリング剤を含む、請求項４０に記載の方法。
42. 前記接着促進剤が、３−アミノプロピルトリメトキシシラン、３−アミノプロピルトリエトキシシラン及びアミノプロピルメチルジエトキシシランからなる群から選択される、請求項４０に記載の方法。
43. 複数のバイオセラミック粒子と半結晶性ポリマーを混合してバイオセラミックポリマー複合材料を形成させて、前記バイオセラミック粒子を前記ポリマーにより分散させるステップと、
    前記複合材料の形成時に前記バイオセラミック粒子の近傍又は周囲に微結晶を形成させて、前記微結晶を前記複合材料の非晶質ドメイン全体に分散させるステップと、
    前記複合材料から埋込み式医療デバイスを製造するステップと、
    を含む、埋込み式医療デバイスを製造する方法。
44. 前記ポリマーのＴｇが体温より低いため、前記粒子の非存在下で前記ポリマーが生理学的条件でもろい、請求項４３に記載の方法。
45. 前記ポリマーが生分解性ポリマーを含む、請求項４３に記載の方法。
46. 前記バイオセラミック粒子がナノ粒子である、請求項４３に記載の方法。
47. 前記埋込み式医療デバイスがステントを含む、請求項４３に記載の方法。
48. 生分解性ポリマーの分解速度を変化させることができる生理学的条件で分解生成物を有するバイオセラミック粒子を選択するステップと、
    複数のバイオセラミック粒子と生分解性ポリマーを混合して、前記バイオセラミック粒子が前記生分解性ポリマー中に分散している複合材料を形成させるステップと、
    前記複合材料から埋込み式医療デバイスを製造するステップと
    を含む、埋込み式医療デバイスにおける分解速度を制御する方法。
49. 前記バイオセラミック粒子がナノ粒子である、請求項４８に記載の方法。
50. 前記埋込み式医療デバイスがステントである、請求項４８に記載の方法。
51. 前記バイオセラミック粒子の分解生成物が酸性である、請求項４８に記載の方法。
52. 前記バイオセラミック粒子の分解生成物が塩基性である、請求項４８に記載の方法。

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