JP5693456B2 - 管腔内留置用医療デバイス及びその製造方法 - Google Patents

Description

本発明は、生体内の管腔に生じた狭窄部若しくは閉塞部に留置して開放状態に維持するステントやカテーテル等の管腔内留置用医療デバイスにおいて、薬物がコーティングされた薬物溶出型の管腔内留置用医療デバイス及びその製造方法に関するものである。

近年の医療の進歩により、感染症を初め種々の疾患に対する治療、予防に関してはめざましい発展を遂げてきているが、生活習慣に起因する動脈硬化性疾患などは、なおその患者数は増加する傾向にある。特に、生活習慣の欧米化並びに高齢化に伴い、我が国においても心筋梗塞、狭心症、脳卒中、末梢血管疾患等の動脈硬化性疾患が益々増加している。このような動脈硬化性疾患に対する確実な治療法として、例えば心臓の冠状動脈における経皮的冠動脈形成術に代表されるような、血管の狭窄部或いは閉塞部を外科的に開大させる経皮的血管形成術（Percutaneous Transluminal Angioplasty；以下ＰＴＡという）が広く用いられている。

ＰＴＡとは、先端にバルーン（風船）が付いた細いチューブ（バルーンカテーテル）やステントを腕や大腿部の動脈から挿入して心臓冠動脈の狭窄部に通した後、先端のバルーンを膨らませ、狭窄した血管を押し拡げることで、血流を回復させる手技である。これにより、病変部の血管内腔は拡張され、それにより血管内腔を通る血流は増加する。このＰＴＡは、動脈硬化性疾患の他、血液透析患者の腕に形成したシャント血管の狭窄治療等にも用いられる。

一般に、ＰＴＡを行った血管部位は、内皮細胞の剥離あるいは弾性板損傷等の傷害を受けており、血管壁の治癒反応である血管内膜の増殖が起こり、ＰＴＡにより狭窄病変部の開大に成功したうちの約３０〜４０％に再狭窄が生じる。

より詳細には、ヒトにおける再狭窄の成因は、主としてＰＴＡの１〜３日後に生じる単球の接着・浸潤に見られる炎症過程と、約４５日後に最も増殖性がピークとなる平滑筋細胞による内膜肥厚形成過程が考えられている。再狭窄が生じた場合は再びＰＴＡを行う必要があるため、その予防法、治療法の確立が急務となっている。

そこで、金属や高分子材料で形成されたステントやバルーンカテーテルの表面に、抗炎症剤や平滑筋細胞の増殖抑制剤を担持させた薬物溶出型の管腔内留置用医療デバイスを用いることにより、管腔内の留置部位で長期にわたって局所的に薬物を放出させ、再狭窄率の低減化を図る試みが盛んに提案されている。例えば特許文献１には、治療のための生理活性物質を内包させた生体適合性ナノ粒子をステント本体にコーティングした薬物溶出型ステント（Drug-Eluting Stent：以下、ＤＥＳと略す）及びその製造方法が提案されており、生体適合性ナノ粒子の製造方法として球形晶析法が記載されている。

しかし、抗血栓作用のあるプロブコール、シロスタゾール等の、水にほとんど溶解しない難水溶性薬物は、球形晶析法を用いて生体適合性ナノ粒子に内包させることが困難である。現に、同球形晶析法により、プロブコールをＰＬＧＡナノ粒子に内包させようとすると、ＰＬＧＡナノ粒子中のプロブコールの含有率は０．５％程度にとどまり、ほとんど内包させることはできなかった。このように、特許文献１の方法では表面に十分な量の難水溶性薬物がコーティングされた管腔内留置用医療デバイスを製造することができなかった。

また、特許文献２には、水に不溶である薬物の溶液中に担体であるステントやカテーテルをディッピングし、乾燥させて薬物を付着させる方法が開示されている。しかし、特許文献２の方法では付着量に限界があるため、必要十分な量の薬物を付着させることは困難であった。また、付着した薬物は短時間で放出されるため、放出時間のコントロールが困難であった。

一方、特許文献３には、薬物成分と生体適合性高分子とを２次コーティング層としてステント表面にコーティングした薬物放出調節型多層コーティングステントが開示されており、薬物成分の例としてプロブコールが記載されている。また、特許文献４には、医薬物質を含む生体適合性基質で被覆された医療デバイスが開示されており、特許文献５には薬物と担体を含む被膜により少なくとも部分的に被覆されたバルーンと植込型プロテーゼ（ステント）を用いる薬物送達システムが開示されている。そして、特許文献４、５のいずれにも薬物としてプロブコールが記載されている。

しかしながら、特許文献３〜５の方法では、薬物成分の溶出が生体適合性高分子層の分解に伴って行われるため、いずれも薬物の溶出には必要以上の時間を要し、十分な薬物の効果が得られないという問題点があった。また、これらの方法では薬物成分と生体適合性高分子とを溶解したコーティング液を調製する際に、生体適合性高分子と薬物の両方を溶解できる溶媒を用いる必要があるが、生体適合性高分子と薬物の組み合わせによっては使用できる溶媒が制限される場合もあるため、コーティング技術としての汎用性に欠けるという問題点があった。

また、別の難水溶性薬物である血小板凝集抑制作用等を有するシロスタゾールにおいても、上記と同様の医療デバイスへの適用が試みられているが、上記と同様の問題点があった（特許文献３、６〜１９）。

特開２００７−２１５６２０号公報 特表２００５−５３８８１２号公報 特開２００６−１９８３９０号公報 特表２００７−５２８２７５号公報 特表２００７−５２９２８５号公報 特開２００７−１１７７４２号公報 特開２００３−２９００３６０号公報 特開２００１−１９０６８７号公報 日本特許４４７３３９０号 特表２０１０−５０６８３７号公報 特表２０１０−５０６８４９号公報 特表２００９−５１１１９５号公報 特表２００９−５１１２０５号公報 特表２００８−５３３０４４号公報 特表２００８−５０５１２６号公報 特表２００６−５２６６５２号公報 特表２００５−５３１３９１号公報 特表２００５−５０８６７１号公報 特表２００４−５２３２７５号公報

本発明は、上記問題点に鑑み、難水溶性の薬物が表面に均一且つ十分にコーティングされたステントやカテーテル等で、薬物の一定の徐放性を有し且つ必要な期間に十分な溶出が可能な管腔内留置用医療デバイス及びその簡便且つ安価な製造方法を提供することを目的とする。

本発明者らは、上記課題を解決すべく鋭意検討したところ、難水溶性薬物を生体適合性ナノ粒子に包埋させるのでなく、難水溶性薬物の表面を正電荷修飾させて薬物粒子とし、それに生体適合性ナノ粒子を混在させた状態でデバイス本体に積層することで、従来生体適合性ナノ粒子への担持が困難であった薬物を、デバイス本体へ均一且つ十分な量でコーティングさせることに成功し、本発明を完成するに至った。

上記目的を達成するために本発明の第１の構成は、表面が正電荷修飾された難水溶性の薬物粒子と、生体適合性ナノ粒子とを混在させた状態でデバイス本体に積層した管腔内留置用医療デバイスである。ここで薬物粒子は、２種類以上の薬物を用いて２種類以上の薬物粒子を調製してもよい。

また本発明の第２の構成は、上記構成の管腔内留置用医療デバイスにおいて、前記薬物粒子が、表面にカチオン性高分子を付着させることにより正電荷修飾されていることを特徴としている。ここでカチオン性高分子としては、キトサンまたはキトサン誘導体が好ましい。また、カチオン性高分子の薬物粒子表面への付着には、ポリビニルアルコールなどの水溶性高分子と共に付着される。

また本発明の第３の構成は、上記構成の管腔内留置用医療デバイスにおいて、前記薬物粒子の平均粒子径が、０．１μｍ以上５μｍ以下であることを特徴としている。
また本発明の第３の構成の別の態様においては、上記構成の管腔内留置用医療デバイスにおいて、前記生体適合性ナノ粒子の平均粒子径が、１，０００ｎｍ未満、好ましくは３００ｎｍ以下であることを特徴としている。

また本発明の第４の構成は、上記構成の管腔内留置用医療デバイスにおいて、前記薬物粒子以外に、前記生体適合性ナノ粒子の内部または表面の少なくとも一方に同一又は異なる薬物を担持したことを特徴としている。

また本発明の第５の構成は、上記構成の管腔内留置用医療デバイスにおいて、前記生体適合性ナノ粒子が、ポリ乳酸、ポリグリコール酸、乳酸・グリコール酸共重合体、若しくは乳酸・アスパラギン酸共重合体のいずれかで構成されることを特徴としている。ここで前記生体適合性ナノ粒子は、上記の単一の化合物から構成されていてもよく、また２つ以上の化合物が混在して構成されていてもよい。

また本発明の第６の構成は、上記構成の管腔内留置用医療デバイスにおいて、前記薬物粒子及び生体適合性ナノ粒子をステント本体に積層した薬物溶出型ステントである。

また本発明の第７の構成は、上記構成の管腔内留置用医療デバイスにおいて、前記薬物粒子及び前記生体適合性ナノ粒子を、カテーテル表面に積層した薬物溶出型カテーテル、特に拡張可能部分を備えたカテーテルの拡張可能部分の表面に積層した拡張可能な薬物溶出型カテーテルである。ここで拡張可能部分を備えたカテーテルは、バルーンカテーテルを含む。

また本発明の第８の構成は、上記構成の管腔内留置用医療デバイス積層用のコーティング液に関する。ここで前記コーティング液は、表面にカチオン性高分子を付着させることにより正電荷修飾されている薬物粒子と生体適合性ナノ粒子とを水溶液に分散させた懸濁液であることを特徴としている。ここで表面にカチオン性高分子を付着させることにより正電荷修飾されている薬物粒子は、薬物粒子を調製する工程であらかじめカチオン性高分子を付着させてもよく、および／または薬物粒子と生体適合性ナノ粒子を分散させる際カチオン性高分子を加えることで薬物粒子と共に生体適合性ナノ粒子にもカチオン性高分子を付着させてもよい。ここで用いられる正電荷修飾されている薬物粒子、生体適合性高分子、およびカチオン性高分子は、上記の管腔内留置用医療デバイスの構成の中で述べられたものと同じである。

また本発明の第９の構成は、（１）水溶性高分子を溶解させた水溶液に、有機溶媒に溶解させた薬物溶液を加えて薬物粒子を生成する薬物粒子形成工程、（２）水溶性高分子を溶解させた水溶液に、有機溶媒に溶解させた生体適合性高分子溶液を加えて生体適合性ナノ粒子を生成するナノ粒子形成工程、（３）前記工程で得られた薬物粒子と生体適合性ナノ粒子とを分散させたコーティング液を調製するコーティング液調製工程、（４）前記薬物粒子形成工程（１）中の水溶液と前記コーティング液調製工程（３）のコーティング液の少なくとも一方にカチオン性高分子を溶解させて薬物粒子の表面を正電荷修飾する正電荷修飾工程、および（５）前記コーティング液をデバイス本体に接触させて薬物粒子と生体適合性ナノ粒子とが混在した状態の粒子層を形成する粒子付着工程、を含むことを特徴とする管腔内留置用医療デバイスの製造方法である。

また本発明の第１０の構成は、上記構成の管腔内留置用医療デバイスの製造方法において、前記薬物粒子形成工程（１）中の水溶液と前記コーティング液調製工程（３）のコーティング液の両方にカチオン性高分子を溶解させたことを特徴としている。

また本発明の第１１の構成は、上記構成の管腔内留置用医療デバイスの製造方法において、前記薬物粒子形成工程（１）の後に、薬物粒子を粉砕する粉砕工程を設けたことを特徴としている。

また本発明の第１２の構成は、上記構成の管腔内留置用医療デバイスの製造方法において、前記薬物粒子形成工程（１）において、水溶性高分子としてポリビニルアルコール及びカチオン性高分子としてキトサンを溶解させたことを特徴としている。

また本発明の第１３の構成は、上記構成の管腔内留置用医療デバイスの製造方法において、前記粒子付着工程（５）が、電気泳動法、超音波ミスト法、スプレー法、エアーブラシ法、ワイピング法若しくはディッピング法のいずれかにより行われることを特徴としている。

また本発明の第１４の構成は、上記構成の管腔内留置用医療デバイスの製造方法において、２種以上の薬物粒子を含む粒子層を、積層状又はモザイク状に形成することを特徴としている。
また、上記第９〜第１４の構成により製造された管腔内留置用医療デバイスも本発明に包含される。

また、本発明の第１５の構成は、上記構成の管腔内留置用医療デバイス、コーティング液、または管腔内留置用医療デバイスの製造方法において、薬物粒子の薬物がシロスタゾールであることを特徴としている。

また、本発明の第１６の構成は、上記構成の管腔内留置用医療デバイスが、血栓、狭窄、および／または再狭窄を予防および／または治療するためのものであることを特徴としている。特に、医療デバイスがステント、カテーテル、バルーンカテーテルなどにおいてその効果は十分に発揮され、また薬物粒子の薬物としてシロスタゾールのような血小板凝集抑制作用を有する薬物を用いることが好ましい。
また、上記構成の管腔内留置用医療デバイスを用いることを特徴とする、血栓、狭窄、および／または再狭窄の予防および／または治療方法も本発明の態様に含まれ、また、血栓、狭窄、および／または再狭窄を予防および／または治療するための、上記構成の管腔内留置用医療デバイスの使用も本発明の態様に含まれる。
更に、上記構成のコーティング液が、血栓、狭窄、および／または再狭窄を予防および／または治療するためのものであることも本発明の態様に含まれる。この場合、上記構成のコーティング液は直接、あるいは管腔内留置用医療デバイスとは別の媒体を通して体内で用いられる。

本発明の第１の構成によれば、表面が正帯電された難水溶性の薬物粒子と、生体適合性ナノ粒子とを混在させた状態でデバイス本体に積層できたので、従来、生体適合性ナノ粒子への担持が困難であった薬物がデバイス本体へ均一且つ十分な量でコーティングされた薬物溶出型の管腔内留置用医療デバイスを提供することが可能となる。また、従来の球形晶析法で製造された粒子の表面は、一般的に負のゼータ電位を有しており、生体内の細胞壁も負に帯電しているため、電気的反発力により粒子の細胞接着性が悪くなるという問題点があったが、本発明では薬物粒子の表面が正に帯電しているので、負帯電の細胞壁に対する薬物粒子の細胞接着性が高まり、薬物の細胞内への到達効率が向上する。さらに、デバイス本体に薬物粒子と生体適合性ナノ粒子とを直接積層する構成のため、薬物を生体適合性高分子層に包埋する方法に比べて、薬物の溶出に必要以上の時間を要することなく、十分な薬物の効果が得られる。

また、本発明の第２の構成によれば、上記第１の構成の管腔内留置用医療デバイスにおいて、カチオン性高分子を用いて薬物粒子表面を正電荷修飾することにより、粒子表面を容易に正帯電させることができる。

また、本発明の第３の構成によれば、上記第１又は第２の構成の薬物溶出型医療デバイスにおいて、薬物粒子の平均粒子径を０．１μｍ以上５μｍ以下とすることにより、薬物粒子の生体内への取り込み性が向上する。また、生体適合性ナノ粒子の平均粒子径を、１，０００ｎｍ未満、好ましくは３００ｎｍ以下にすることで、デバイス表面への積層性や標的細胞内への浸透効果を高めることができる。これらのサイズの制限により、薬物粒子がより均一に積層された薬物溶出型の管腔内留置用医療デバイスとなる。また、なお、本発明における薬物粒子の平均粒子径は、後述するレーザー回折散乱法によって、生体適合性ナノ粒子の平均粒子径は、動的光散乱法によって算出される平均粒子径をいう。

また、本発明の第４の構成によれば、上記第１乃至第３のいずれかの構成の管腔内留置用医療デバイスにおいて、前記薬物粒子以外に、生体適合性ナノ粒子の内部または表面の少なくとも一方に薬物粒子の薬物と同一または異なる薬物を担持させることにより、デバイス本体への薬物の付着量をより増加させることができる。また、医療デバイスを目的部位に挿入後、デバイス表面から速やかに放出される薬物粒子による即効性と、生体適合性ナノ粒子の内部または表面から徐放される薬物による効果の持続性とを兼備した管腔内留置用医療デバイスとなる。また、薬物粒子中の薬物と異なる薬物を用いることで、例えば、効能や作用機序の異なる成分を複数種担持させておけば、各成分の相乗効果により薬効の促進が期待できる。なお、本明細書においては、生体適合性ナノ粒子の内部に薬物を担持させることを「内包」という場合がある。

また、本発明の第５の構成によれば、上記第１乃至第４のいずれかの構成の管腔内留置用医療デバイスにおいて、生体適合性ナノ粒子が、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、乳酸・グリコール酸共重合体（ＰＬＧＡ）、若しくは乳酸・アスパラギン酸共重合体（ＰＡＬ）のいずれかで構成されることにより、生体への刺激・毒性が低く、且つ粒子内に薬物を内包した場合に生体適合性高分子の分解により薬物の徐放が可能な管腔内留置用医療デバイスとなる。

また、本発明の第６の構成によれば、上記第１乃至第５のいずれかの構成の管腔内留置用医療デバイスにおいて、薬物粒子及び生体適合性ナノ粒子をステント本体に積層することで、管腔内の留置部位で長期にわたって局所的に薬物を放出させ、再狭窄を効果的に低減することができる薬物溶出型ステントとなる。

また、本発明の第７の構成によれば、上記第１乃至第５のいずれかの構成の管腔内留置用医療デバイスにおいて特に、薬物粒子及び生体適合性ナノ粒子を拡張可能部分に備えたカテーテルの拡張可能部分の表面に積層することで、カテーテルを血管内の狭窄部まで挿入した後、拡張可能部分を膨らませて狭窄部を拡張するとともに拡張可能部分から局所的に薬物を放出させ、再狭窄を効果的に低減することができる拡張可能な薬物溶出型カテーテルとなる。

また、本発明の第８の構成によれば、上記構成の管腔内留置用医療デバイス積層用のコーティング液を提供することにより、上記ステントやカテーテルを初め、種々の体内留置用医療デバイスへの積層に適用できる。

また、本発明の第９の構成によれば、表面が正電荷修飾された細胞接着性の高い薬物粒子と、生体適合性ナノ粒子とを混在させた状態でデバイス本体に付着させることにより、デバイス本体に均一な粒子層が形成されるため、薬物粒子を細胞内へ効率良く送達可能で取り扱い性にも優れた薬物溶出型の管腔内留置用医療デバイスを簡便且つ低コストで製造することができる。また、生体適合性高分子と薬物の両方を溶解する溶媒を選定する必要がないため、薬物と生体適合性高分子の組み合わせによらず汎用性の高い製造方法となる。

また、本発明の第１０の構成によれば、上記第９の構成の管腔内留置用医療デバイスの製造方法において、薬物粒子形成工程中の水溶液とコーティング液の両方にカチオン性高分子を溶解させることにより、薬物粒子形成工程における薬物粒子の凝集が顕著に抑制されるとともに、薬物粒子の表面を十分に正帯電させることができる。また、本構成の場合生体適合性ナノ粒子の表面も正帯電されるため、デバイス本体が導電性の場合、粒子付着工程において通電されたデバイス本体にコーティング液を接触させることにより、複雑な形状のデバイス本体にも粒子層を均一に形成することができる。また、電圧や通電時間の調整により粒子層の層厚を制御することができる。

また、本発明の第１１の構成によれば、上記第９又は第１０の構成の管腔内留置用医療デバイスの製造方法において、薬物粒子形成工程の後に、薬物粒子を粉砕する粉砕工程を設けることにより、薬物粒子を微細化して生体内への取り込み量を増加させることができる。また、デバイス本体により均一な粒子層を形成するとともに、デバイス本体への薬物粒子の付着量も増加させることができる。ここでの薬物粒子の粉砕は、上記第１〜第８の管腔内留置用医療デバイスおよびコーティング液においても実施でき、上記と同様の効果が期待できる。

また、本発明の第１２の構成によれば、上記第９乃至第１１のいずれかの構成の管腔内留置用医療デバイスの製造方法において、薬物粒子形成工程において水溶性高分子としてポリビニルアルコール及びキトサンを溶解させることにより、薬物粒子の水への分散性が良くなり、薬物粒子の凝集も顕著に抑制できるため、薬物粒子形成工程における歩留まりが向上する。

また、本発明の第１３の構成によれば、上記第９乃至第１２のいずれかの構成の管腔内留置用医療デバイスの製造方法において、粒子付着工程を電気泳動法、超音波ミスト法、スプレー法、エアーブラシ法、ワイピング法若しくはディッピング法のいずれかで行うことにより、簡便な方法で均一な粒子層を効率良く形成することができる。

また、本発明の第１４の構成によれば、上記第９乃至第１３のいずれかの構成の管腔内留置用医療デバイスの製造方法において、異なる薬物粒子を含む粒子層を、積層状又はモザイク状に形成することにより、生体内への留置後短時間で溶出させたい薬物粒子を含む粒子層は外層に、所定時間経過後に溶出させたい薬物粒子を含む粒子層は内層に付着させておけば、２種類以上の薬物の溶出時間を計画的に制御可能な管腔内留置用医療デバイスを製造できる。

また、本発明の第１５の構成によれば、薬物粒子の薬物としてシロスタゾールを用いて、上記構成の管腔内留置用医療デバイスを提供することにより、シロスタゾールが有する平滑筋細胞増殖抑制作用や血小板凝集抑制作用、消炎作用等により、例えばステントにおいては再狭窄を防ぐことが期待され、またシロスタゾールが有する他の様々な作用からも種々の有用な効果が期待できる。

また、本発明の第１６の構成によれば、上記構成の管腔内留置用医療デバイスを用いることにより、投与部位の臓器の機能障害の改善が期待できる。具体的には心不全、心筋梗塞、脳梗塞、慢性腎臓病（ＣＫＤ）などの疾患の改善が期待されるものである。

本発明の管腔内留置用医療デバイスに用いられる粒子表面が正電荷修飾された薬物粒子の構造を示す模式図。 本発明の管腔内留置用医療デバイスに用いられる粒子表面が正電荷修飾された生体適合性ナノ粒子の構造を示す模式図。 本発明のＤＥＳの製造に用いられる電気泳動装置の一例を示す概略図。 ステント本体を構成する金属繊維に粒子層が形成された状態を示す断面模式図。 ステント本体を構成する金属繊維に粒子層及び生分解性高分子層が形成された状態を示す断面模式図。 カテーテルのバルーン部に負帯電性樹脂層及び粒子層を積層した状態を示す断面模式図。 試験例３における最小血管径の推移結果を示す。 試験例３におけるステント留置２８日後に摘出した血管の断面でＨＥ染色した病理組織標本のうち、対照群の標本を示す。 試験例３におけるステント留置２８日後に摘出した血管の断面でＨＥ染色した病理組織標本のうち、シロスタゾール付着ステント群の標本を示す。

１ 薬物粒子
２ 生体適合性ナノ粒子
３ ポリビニルアルコール
４ カチオン性高分子
５ 電気泳動装置
６ 浴槽
７ コーティング液
８ ステント本体
９ 正極
１０ 金属繊維
１１ 粒子層
１２ 生分解性高分子層
１３ バルーン部
１５ 負帯電性樹脂層

以下、本発明の実施形態について図面を参照しながら詳細に説明する。本発明の管腔内留置用医療デバイスの製造方法は、（１）薬物粒子を調製する薬物粒子形成工程と、（２）薬物粒子を粉砕する粉砕工程と、（３）生体適合性ナノ粒子を形成するナノ粒子形成工程と、（４）薬物粒子と生体適合性ナノ粒子とを分散させてコーティング液を調製するコーティング液調製工程と、（５）薬物粒子の表面を正電荷修飾する正電荷修飾工程と、（６）薬物粒子と生体適合性ナノ粒子とをデバイス本体に付着させて薬物粒子と生体適合性ナノ粒子とが混在した粒子層を形成する粒子付着工程とを含むものである。以下、薬物粒子形成工程から粒子付着工程までを順を追って説明する。

（１）薬物粒子形成工程
本発明に用いられる薬物粒子は、晶析法を用いて製造することができる。
晶析法には、本発明で用いる難水溶性薬物を溶解できる良溶媒と、これとは逆に薬物を溶解しない貧溶媒の二種類の溶媒が用いられる。この良溶媒には、薬物を溶解し、且つ貧溶媒へ混和するアセトン等の有機溶媒を用いる。そして、貧溶媒には、通常、ポリビニルアルコール水溶液等を用いる。

操作手順としては、まず、良溶媒中に薬物を溶解する。この薬物の溶解液を貧溶媒中に攪拌下、滴下する。このとき、良溶媒と貧溶媒の相互作用（相互溶解性）よりも、良溶媒と薬物の相互が強い場合、混合液中にエマルジョン滴が形成される。一方、良溶媒と貧溶媒の相互作用よりも、良溶媒と薬物の相互が弱い場合は、混合液中で薬物の結晶が析出し、その結果、サスペンション（懸濁液）が生成する。

薬物粒子を形成する薬物の種類は特に限定されるものではないが、本発明においては、従来、生体適合性ナノ粒子への内包、及びデバイス表面へのコーティングが困難であった難水溶性薬物を用いることができる。本明細書中でいう難水溶性薬物とは、この規定に厳格に限定されないが、水に対する溶解度が例えば日本薬局方（第１５改正）に規定される「極めて溶けにくいあるいはほとんど溶けない；溶質１ｇ又は１ｍＬを溶かすのに要する溶媒量が１，０００ｍＬ以上必要」である薬物をいう。
難水溶性薬物としては、シロスタゾール、プロブコール、シンバスタチン、タクロリムス、シロリムス、ゾタロリムス、エベロリムス、パクリタキセル等が挙げられるが、これらの薬物に限定されるものではない。

上記晶析法で用いられる良溶媒の種類は、薬物の種類等に応じて決定されるものであるが、薬物粒子は人体内へ留置される医療デバイスの材料として用いられるため、人体に対して安全性が高く、且つ環境負荷の少ないものを用いる必要があり、例えば厚生労働省医薬安全局審査管理課長通達「医薬品の残留溶媒ガイドライン」で規定される安全性クラス３に分類される有機溶媒が望ましい。具体的には、低沸点の有機溶媒であるアセトン、エタノール、１−ブタノール、エチルアセテート、ジエチルエーテル、テトラヒドロフラン等が挙げられるが、例えば環境や人体に対する悪影響が少ないアセトン、若しくはアセトンとエタノールの混合液が好適に用いられる。

良溶媒と同様に、貧溶媒も薬物の種類等に応じて決定されるものであるが、水、或いは界面活性剤を添加した水溶液が挙げられる。例えば、界面活性剤としてポリビニルアルコール等の水溶性高分子を添加した水溶液が好適に用いられる。ポリビニルアルコール以外の水溶性高分子としては、ポリエチレングリコール、ポリビニルピロリドン、ヒドロキシメチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース等が挙げられる。

ポリビニルアルコール水溶液の濃度、或いはアセトンとエタノールの混合比や、結晶析出時の条件も特に限定されるものではなく、薬物粒子を形成する薬物の種類や、結晶の粒径等に応じて適宜決定すればよいが、ポリビニルアルコール水溶液の濃度が高いほど粒子表面へのポリビニルアルコールの付着が良好となり、乾燥後の水への再分散性が向上する反面、ポリビニルアルコール水溶液の濃度が所定以上になると、貧溶媒の粘度が上昇して良溶媒の拡散性に悪影響を与える。
そのため、ポリビニルアルコールの重合度やけん化度によっても異なるが、薬物粒子形成後に有機溶媒を留去し、さらに余剰のポリビニルアルコールを除去する工程を設ける場合は、ポリビニルアルコール水溶液の濃度として０．１重量％以上１０重量％以下が好ましく、２％程度がより好ましい。なお、粒子形成後の懸濁液から有機溶媒を留去し、後述する粉砕工程を経てそのまま粒子付着工程に用いる場合は０．５重量％以下とすることが好ましく、０．１重量％程度が特に好ましい。

上記良溶媒と貧溶媒の添加量は、用いる薬物および両溶媒の種類によって異なるが、例えば難水溶性薬物１ｇに対して、良溶媒が１０〜１０００ｍＬ、好ましくは２０〜５００ｍＬであり、貧溶媒が２０〜２０００ｍＬ、好ましくは５０〜１０００ｍＬである。

一般に、液体中に分散された粒子の多くは正又は負に帯電しており、逆の電荷を有するイオンが粒子表面に強く引き寄せられ固定された層（固定層）と、その外側に存在する層（拡散層）との、いわゆる拡散電気二重層が形成されており、拡散層の内側の一部と固定層とが粒子と共に移動するものと推定される。
ゼータ電位は、粒子から十分に離れた電気的に中性な領域の電位を基準とした場合の、上記移動が生じる面（滑り面）の電位である。ゼータ電位の絶対値が増加すれば、粒子間の反発力が強くなって粒子の安定性は高くなり、逆にゼータ電位が０に近づくにつれて粒子は凝集を起こしやすくなる。そのため、ゼータ電位は粒子の分散状態の指標として用いられている。
従って、薬物粒子形成工程において水溶性高分子を溶解した水溶液を貧溶媒として用いることで、薬物粒子の表面が水溶性高分子で被覆されるため、薬物粒子のゼータ電位が高くなって水への分散性が向上し、後述する粉砕工程における薬物粒子の凝集も抑制される。特に、水溶性高分子としてポリビニルアルコールと共にキトサン等のカチオン性高分子を添加することにより、形成された薬物粒子の表面がカチオン性高分子により正電荷修飾（正帯電）されて正のゼータ電位を有するため、凝集が顕著に抑制される。

（２）粉砕工程
ところで、晶析法で得られる薬物粒子は、特に薬物が非晶質でない場合、薬物の結晶形に応じて、百ｎｍから数百μｍまでの幅広い粒子径分布を有することが多い。この薬物粒子をデバイス本体にそのまま積層した場合、薬物の生体内への取り込み性が低く、且つ薬物粒子が均一に積層されず、十分な量の薬物をデバイス本体にコーティングできない。そこで、適宜薬物粒子の平均粒子径が所定の範囲となるように物理的に粉砕する工程を設けることができる。

薬物粒子を平均粒子径が５μｍ以下の粒子に加工することで、未粉砕薬物粒子に比べ、後述する粒子付着工程において薬物粒子を生体適合性ナノ粒子と共にデバイス本体に均一に積層することができる。また、ステントやカテーテルを留置した場合、薬物と標的細胞との親和性が高くなり、細胞内への薬物粒子の取り込み性も向上する。一方、平均粒子径が０．１μｍ以下になると単一粒子として分散状態を維持することが困難で、直ぐに再凝集してしまい薬物粒子を微細化した効果が失われてしまう。従って、粉砕後の薬物粒子の平均粒子径は０．１μｍ〜５μｍの範囲とすることが好ましい。

粉砕方法としては、ディスパミル（ホソカワミクロン製）、アクアマイザ（ホソカワミクロン製）、ＭＳＣミル（三井鉱山製）、卓上型ボールミル（入江商会製）等の湿式粉砕機を用いて、薬物粒子を懸濁液の状態で粉砕する方法が好ましい。

（３）生体適合性ナノ粒子形成工程
本発明に用いられる生体適合性ナノ粒子は、薬物粒子の調製法として用いた晶析法の一種であるエマルジョン溶媒拡散法（ＥＳＤ法）を用いて製造される。ＥＳＤ法は、化合物合成の最終プロセスにおける結晶の生成・成長プロセスを制御することで、球状の結晶粒子を設計し、その物性を直接制御して加工することができる方法である。上記球形晶析法では、物理化学的な手法で微粒子を形成でき、しかも得られる粒子が略球形であるため、触媒や原料化合物の残留といった問題を考慮する必要がなく、均質な粒子を容易に形成することができる。

ＥＳＤ法には、生体適合性高分子を溶解できる良溶媒と、これとは逆に生体適合性高分子を溶解しない貧溶媒の二種類の溶媒が用いられる。この良溶媒には、生体適合性高分子を溶解し、且つ貧溶媒へ混和するアセトン等の有機溶媒を用いる。そして、貧溶媒には、通常、ポリビニルアルコール水溶液等を用いる。

操作手順としては、良溶媒中に生体適合性高分子を溶解して得られた溶解液を、生体適合性高分子を溶解しない貧溶媒中に攪拌下、滴下すると、混合液中の良溶媒が貧溶媒中へ急速に拡散移行する。その結果、良溶媒の自己乳化が起こり、サブミクロンサイズの良溶媒のエマルジョン滴が形成される。さらに、良溶媒と貧溶媒の相互拡散によりエマルジョン滴内の生体適合性高分子の溶解度が低下し、平均粒子径が１，０００ｎｍ未満である生体適合性高分子の結晶性粒子が生成する。

ＥＳＤ法では、物理化学的な手法でナノ粒子を形成でき、しかも得られるナノ粒子が略球形であるため、触媒や原料化合物の残留といった問題を考慮することなく、均質なナノ粒子を容易に形成することができる。その後、良溶媒である有機溶媒を減圧留去し（溶媒留去工程）、乾燥することでナノ粒子粉末を得る。良溶媒及び貧溶媒の種類や、貧溶媒として用いられるポリビニルアルコール水溶液の濃度等については薬物粒子形成工程と同様であるため説明を省略する。

生体適合性高分子としては、生体への刺激・毒性が低く、生体適合性で、投与後分解して代謝される生体内分解性のものが望ましい。また、ナノ粒子内に薬物を内包する場合、内包された薬物を持続して徐々に放出する粒子であることが好ましい。このような素材としては、ＰＬＧＡ（乳酸・グリコール酸共重合体：Copoly lactic acid／glycolic acid）を好適に用いることができる。
ＰＬＧＡの分子量は、５，０００〜２００，０００の範囲内であることが好ましく、１５，０００〜２５，０００の範囲内であることがより好ましい。乳酸とグリコール酸との組成比は１：９９〜９９：１であればよいが、乳酸１に対しグリコール酸０．３３３であることが好ましい。
生体内分解性の生体適合性高分子としては、他に化学合成系の生体適合性高分子であるポリグリコール酸、ポリ乳酸、ポリリンゴ酸、ポリヒドロキシ酸、ポリヒドロキシ酪酸、ポリブチレンサクシネート、ポリカプロラクタム等が挙げられる。また、これらのコポリマーを用いても良く、アミノ酸のような荷電基あるいは官能基化し得る基を有していてもよい。上記以外の生体適合性高分子としては、天然物由来の酢酸セルロース、キチン、キトサン、ゼラチン、コラーゲンや、微生物産生由来のポリヒドロキシブチレート等が挙げられる。

その後、得られたナノ粒子の懸濁液をそのまま、或いは必要に応じて良溶媒である有機溶媒を減圧留去し（溶媒留去工程）、さらに必要に応じて凍結乾燥等によりナノ粒子を一旦粉末化させた後、次のコーティング液調製工程に用いる。ナノ粒子を懸濁液のまま次工程に用いれば、凍結乾燥等を行う必要がなくなり、製造工程が簡略化できるため好ましい。

本発明に用いられる生体適合性ナノ粒子は、薬物粒子と混在した状態でデバイス本体に積層することで薬物粒子の付着量を増加させることを主目的としている。そのため、上述のナノ粒子形成工程では生体適合性高分子のみで形成された生体適合性ナノ粒子の製造方法について説明したが、良溶媒中に生体適合性高分子と共に薬物を溶解させておくことで、粒子内部または表面に薬物を担持させたナノ粒子を製造することもできる。このようなナノ粒子を用いた場合、デバイス本体への薬物の総付着量が増加するとともに、薬物粒子とナノ粒子に担持された薬物との効能や作用機序の差異、及び溶出速度差を利用して治療効果を高めることができる。

生体適合性ナノ粒子に担持される薬物としては、薬物粒子を形成する薬物と効能や作用機序が同じ成分でも異なる成分でも構わない。効能や作用機序が異なる成分としては、例えば、アスピリン、ジピリミダモール、ヘパリン、抗トロンビン製剤、魚油等の抗血小板薬、低分子ヘパリン、アンギオテンシン変換酵素阻害薬等の平滑筋増殖抑制薬、硫酸ビンクリスチン、硫酸ビンブラスチン、硫酸ビンデシン、塩酸イリノテカン、パクリタキセル、ドセタキセル水和物、メトトレキサート、シクロフォスファミド等の抗がん剤、マイトマイシンＣ等の抗生物質、シロリムス、タクロリムス水和物等の免疫抑制剤、ステロイド等の抗炎症薬、セリバスタチンナトリウム、ロバスタチン等の脂質改善薬、プラスミドＤＮＡ、遺伝子、ｓｉＲＮＡ、囮型核酸医薬（デコイ）、ポリヌクレオチド、オリゴヌクレオチド、アンチセンスオリゴヌクレオチド、リボザイム、アプタマー、インターロイキン、細胞間情報伝達物質（サイトカイン）等の核酸化合物、イマニチブやＰＴＫ７８７等の受容体チロシンキナーゼ阻害薬等が挙げられるが、これらの物質に限定されるものではない。なお、上記の薬物のうちいずれか１種のみを担持させても良いが、効能や作用機序の異なる成分を複数種担持させておけば、各成分の相乗効果により薬効の促進が期待できる。
なお、ここで生体適合性ナノ粒子に担持される薬物の量は、薬物の種類によって異なるが、２０重量％以下である。

また、水に対する溶解度が比較的高く、有機溶媒に対する溶解度が非常に小さい水溶性薬物の場合、予め薬物を貧溶媒中へ溶解させておき、これに生体適合性高分子を溶解させた良溶媒を滴下する。この方法によれば、粒子表面に薬物が担持され、生体適合性高分子のマトリクス中にも薬物が一部内包されるため、水溶性薬物を高濃度で含有するナノ粒子を製造することができる。なお、ここで述べる貧溶媒および良溶媒とは、生体適合性高分子に対する貧溶媒および良溶媒を指す。

また、水中でアニオン分子として存在するアニオン性薬物を内包したナノ粒子を製造しようとすると、良溶媒中に分散混合した水溶性のアニオン性薬物が貧溶媒中に漏出、溶解してしまい、ナノ粒子を形成する高分子だけが沈積するため、アニオン性薬物がほとんど内包されない。この場合、貧溶媒中にキトサン等のカチオン性高分子を添加することにより、ナノ粒子表面に吸着したカチオン性高分子がエマルジョン滴表面に存在するアニオン性薬物と相互作用し、貧溶媒中へのアニオン性薬物の漏出を抑制できるため、ナノ粒子内部へのアニオン性薬物の内包率を高めることができる。なお、ここで述べる貧溶媒および良溶媒とは、生体適合性高分子に対する貧溶媒および良溶媒を指す。

本発明に用いられる生体適合性ナノ粒子は、１，０００ｎｍ未満の平均粒子径を有するものであれば特に制限はないが、薬物粒子と混在させた状態でステントやカテーテル等のデバイス表面に均一に積層する必要がある。また、ナノ粒子に薬物を担持させる場合は、ステントやカテーテルが留置される狭窄部に薬物を導入するためナノ粒子を細胞内に取り込ませる必要がある。このように、デバイス表面への積層性や標的細胞内への浸透効果を高めるためには、平均粒子径を３００ｎｍ以下とすることが好ましく、標的部位に送達されたナノ粒子が細胞膜のエンドサイトーシスを受けて細胞内に取り込まれ易くなる。

（４）コーティング液調製工程
上記のようにして得られた薬物粒子及び生体適合性ナノ粒子を水に分散させて懸濁液とし、後述する粒子付着工程で使用するコーティング液を調製する。

コーティング液に含まれる薬物粒子と生体適合性ナノ粒子の混合割合は、重量比で１０：９０〜９０：１０の範囲内、好ましくは１５：８５〜８５：１５の範囲内で、薬物粒子の種類や粒度、デバイス本体への薬物粒子の付着量や放出速度等により適宜設定することができる。例えば、生体適合性ナノ粒子の混合割合を多くした場合は薬物粒子の付着量が少なくなり、デバイス本体からの薬物粒子の放出速度も遅くなると推定され、薬物粒子の混合割合を多くした場合は逆の挙動を示すものと推定される。シロスタゾールを用いる場合においては、薬物粒子と生体適合性ナノ粒子の混合割合は、上記の重量比で用いられ、好ましくは５０：５０〜１５：８５で用いられ、特に１：２において良好な効果が得られる。

（５）正電荷修飾工程
薬物粒子の表面は、予めカチオン性高分子で被覆することにより正電荷修飾（正帯電）される。従来の球形晶析法で製造された粒子の表面は、一般的に負のゼータ電位を有しているが、生体内の細胞壁も負に帯電しているため、電気的反発力により粒子の細胞接着性が悪くなるという問題点があった。従って、カチオン性高分子を用いて薬物粒子の表面が正のゼータ電位を有するように帯電させることで、負帯電の細胞壁に対する薬物粒子の接着性を増大させ、薬物の細胞内移行性を向上させることができる。

カチオン性高分子としては、キトサン及びキトサン誘導体、カチオン化セルロース、ポリエチレンイミン、ポリビニルアミン、ポリアリルアミン等のポリアミノ化合物、ポリオルニチン、ポリリジン、ポリアルギニン等のポリアミノ酸、ポリビニルイミダゾール、ポリビニルピリジニウムクロリド、アルキルアミノメタクリレート４級塩重合物（ＤＡＭ）、アルキルアミノメタクリレート４級塩・アクリルアミド共重合物（ＤＡＡ）等が挙げられるが、特にキトサン或いはその誘導体が好適に用いられる。

キトサンは、エビやカニの外殻に含まれる、アミノ基を有する糖の１種であるグルコサミンが多数結合したカチオン性の天然高分子であり、乳化安定性、保形性、生分解性、生体適合性、抗菌性等の特徴を有するため、化粧品や食品、衣料品、医薬品等の原料として広く用いられている。このキトサンを薬物に対して貧溶媒である溶液中に添加することにより、生体への悪影響がなく、安全性の高い薬物粒子を製造することができる。

なお、カチオン性高分子の中でもカチオン性のより強いものを用いることにより、ゼータ電位がより大きな正の値となるため、後述する粒子付着工程での電気的吸着力が増大するとともに、粒子間の反発力が強くなって懸濁液中での粒子の安定性も高くなる。例えば、元来カチオン性であるキトサンの一部を第四級化することで、さらにカチオン性を高めた塩化Ｎ−［２−ヒドロキシ−３−（トリメチルアンモニオ）プロピル］キトサン等のキトサン誘導体（カチオニックキトサン）を用いることが好ましい。

正電荷修飾工程としては、先に述べた薬物粒子形成工程においてカチオン性高分子を水溶液中に溶解するか、或いはコーティング液調製工程において調整されるコーティング液中にカチオン性高分子を添加すれば良い。特に、薬物粒子形成工程中の水溶液にカチオン性高分子を溶解し、さらにコーティング液にもカチオン性高分子を溶解させた場合、薬物粒子形成工程における薬物粒子の凝集が顕著に抑制されるとともに、コーティング液の調製時に十分な帯電量を確保できるため好ましい。

また、コーティング液にカチオン性高分子を溶解させることにより、薬物粒子と共に、通常負電荷である生体適合性ナノ粒子の表面も正電荷修飾することができる。これにより、後述する粒子付着工程において通電されたデバイス本体に薬物粒子及び生体適合性ナノ粒子を電気的に付着させることができ、粒子の付着効率を高めるとともに、一旦付着した粒子が固着しているため、製造工程中や生体内への挿入及び拡張時における粒子の脱離を防止できる。

コーティング液中に分散する薬物粒子及び生体適合性ナノ粒子の構造を図１及び図２に示す。薬物粒子１及び生体適合性ナノ粒子２の表面はポリビニルアルコール３で被覆され、さらにその表面がカチオン性高分子４で被覆されており、カチオン性高分子４により正のゼータ電位を有している。

（６）粒子付着工程
次に、薬物粒子と生体適合性ナノ粒子とをデバイス本体に付着させて粒子層を形成する方法について説明する。本発明では、薬物粒子と生体適合性ナノ粒子とが混在した状態で粒子層が形成されるため、比較的幅広く粒子径が分布している薬物粒子に小径の生体適合性ナノ粒子が混在することで粒子間の隙間が少なくなり、最密充填が可能となる。従って、薬物粒子のみを積層する場合に比べて粒子層を密に積層することができ、その結果、粒子層が均一となり、薬物粒子の付着量も多くなる。粒子付着工程としては、デバイス本体にコーティング液を塗布した後に乾燥させるワイピング法や、デバイス本体をコーティング液中に浸漬して引き上げた後に乾燥させるディッピング法等を用いることができる。

また、前述の正電荷修飾工程において、コーティング液にカチオン性高分子を溶解させることにより薬物粒子及び生体適合性ナノ粒子の表面が正に帯電されている場合は、粒子付着工程として、薬物粒子及び生体適合性ナノ粒子をデバイス本体に電気的に付着させる方法を用いることができる。ここでは、導電性のステント本体に粒子を付着させる方法と、非導電性のカテーテルの拡張可能部分（バルーン部）に粒子を付着させる方法について説明する。

導電性のステント本体へ粒子を付着させてＤＥＳを製造する方法としては、薬物粒子及び生体適合性ナノ粒子の懸濁液中でステント本体を負極として通電する電気泳動法や、負に帯電させたステント表面に薬物粒子及び生体適合性ナノ粒子含有液滴を付着させる噴霧法が挙げられる。図３は、本発明のＤＥＳの製造に用いられる電気泳動装置の構成を示す概略図である。電気泳動装置５は、浴槽６中に薬物粒子１及び生体適合性ナノ粒子２の懸濁液（コーティング液）７を満たし、電気回路の負極側に接続されて負極となるステント本体８と、電気回路の正極側に接続された正極９とを浸漬して構成される。なお、ここでは金属繊維を用いて円筒形の網状に成形されたステント本体８を用いている。

上述したように、薬物粒子形成工程及び粉砕工程で得られた薬物粒子１、並びにナノ粒子形成工程で得られた生体適合性ナノ粒子２は、正電荷修飾工程においてカチオン性高分子で修飾（被覆）されることにより粒子表面のゼータ電位が正となっている。従って、図３の状態で電気回路に通電することにより、ステント本体８表面に負の電位が発生するため、正に帯電した薬物粒子１及び生体適合性ナノ粒子２が引き寄せられて能動的に付着する。なお、コーティング液７中の水分子も電気分解され、水素イオン（Ｈ^＋）もステント本体８側に引き寄せられ、ステント本体８の表面から電子を受け取って水素が生成する。一方、水酸イオン（ＯＨ⁻）は正極９側に引き寄せられ、正極９に電子を放出して酸素と水とが生成する。

化学反応が進行することで、ステント本体８の表面に薬物粒子１及び生体適合性ナノ粒子２が混在した状態の被膜（粒子層）を形成する。そして、粒子層が完成した部分は導電性がなくなり、それ以上の膜形成は行なわれないため、均一な粒子層を形成することができる。また、粒子付着工程の自動化も容易で、層厚の制御も電圧や通電時間の調整により容易に行うことができるため、工業化にも適している。さらに、被塗物（ステント本体）を陰極とするため金属イオンの溶出がなく、鉄、マグネシウム等にも粒子を付着させることができる。

図４は、ステント本体を構成する金属繊維に電気泳動法により粒子が付着した状態を示す断面拡大図である。負に帯電した金属繊維１０の表面は正に帯電した薬物粒子１及び生体適合性ナノ粒子２により完全に被覆され、粒子層１１が形成されている。この電気泳動により形成される粒子層１１は、例えばステント本体に通電を行わずにコーティング液中に浸漬して引き上げることにより形成した粒子層に比べ、薬物粒子１と生体適合性ナノ粒子２とが互いに混ざり合った状態で密に積層されることにより、均一で密着性が良く耐蝕性にも優れている。

そのため、後の製造工程や生体器官内への挿入時及びステント拡張時における、ステント本体８からの粒子層１１の剥離を防止することができる。電気泳動法により粒子層１１のステント本体８への付着力が増大する原因としては、粒子間に作用するファンデルワールス力等によるものと考えられる。

ステント本体の形状としては、繊維材料を用いて編み上げて成形したものの他、レーザー等により金属製のパイプを網目状に切削したものを用いても良く、冠状、筒状等、従来公知の種々の形状を用いることができる。また、ステント本体は、バルーン拡張タイプ、自己拡張タイプのいずれであっても良く、ステント本体の大きさも適用箇所に応じて適宜選択すれば良い。例えば心臓の冠状動脈に用いる場合は、通常、拡張前における外径は１．０〜３．０ｍｍ、長さは５．０〜５０ｍｍ程度が好ましい。

また、電気泳動法により粒子を付着させる場合、ステント本体は金属等の導電性材料を用いる必要がある。ステント本体に用いられる金属としては、ステンレス、マグネシウム、タンタル、チタン、ニッケル−チタン合金、インコネル、金、プラチナ、イリジウム、タングステン、コバルト系合金等が挙げられる。ステントが自己拡張タイプの場合、元の形状への復元性が必要なことからニッケルチタン等の超弾性合金等が好ましい。一方、バルーン拡張タイプの場合、拡張後の形状復帰の起こりにくいステンレス等が好ましく、中でも最も耐腐食性に優れたＳＵＳ３１６Ｌが好適に用いられる。

ステント本体の金属以外の導電性材料としては、ポリアニリン、ポリピロール、ポリチオフェン、ポリイソチアナフテン、ポリエチレンジオキシチオフェン等の導電性ポリマーや、導電性セラミックス等が挙げられる。また、導電性フィラーを添加するか、或いはコーティング等により表面を導電性処理して非導電性樹脂に導電性を付与したものを用いても良い。

なお、ステント本体の材料として、ステンレス等の生体内で分解されない材料を用いた場合、長期間のステント留置により血管内壁に炎症が発生して再狭窄の原因となる場合があるため、数ヶ月毎にＰＴＣＡ（経皮的冠動脈形成術：percutaneous transluminal coronary angioplasty）を行い、再度ステントを留置する必要があり、患者の負担が大きかった。そこで、ステント本体を生分解性の素材で形成しておけば、ステント本体は生体内で徐々に分解されて留置後数ヶ月で消失するため、ステント留置による炎症の発生を抑制することができる。

電気泳動法を用いる場合、正極及び負極間に印加される電圧が高いほど、単位時間当たりにステント表面に引き付けられる粒子量も多くなるため、ステント表面への粒子層の形成を短時間で行うことができる反面、一度に多量の粒子が付着するため、均一な粒子層の形成が困難となる。そのため、電気泳動時に印加する電圧は、要求される粒子層の均一性や粒子層の形成効率に応じて適宜設定すれば良い。

次に、噴霧法について説明する。噴霧法は、通電により負に帯電させたステント本体表面に、正電荷修飾された薬物粒子及び生体適合性ナノ粒子の微小な懸濁液滴を電気的に付着させる方法であり、コーティング液を超音波によりミスト化する超音波ミスト法、スプレー装置或いはエアーブラシを用いてコーティング液をステント表面に吹き付けるスプレー法、エアーブラシ法等が挙げられる。

この噴霧法においてもステント本体に通電して負に帯電させておくため、電気泳動法の場合と同様に、ステント本体を帯電させずに噴霧処理した場合に比べて、ステント本体と正電荷修飾された粒子との密着性が良く耐蝕性にも優れたＤＥＳを製造することができる。さらに、液滴中の薬物粒子及び生体適合性ナノ粒子がステント本体に能動的に付着するため、ミスト化又は噴霧された液滴が直接付着し難いステントの側面や裏面への粒子の付着効率を高めることもできる。なお、噴霧法において使用するステント本体の形状や材質については電気泳動法の場合と同様であるため説明を省略する。

なお、ステント表面に形成された粒子層は、そのままでは生体内に留置された後、短時間で一度に溶出してしまい、薬効の持続性のコントロールが困難となる。そこで、上記粒子付着工程により粒子層を形成した後、粒子層が完全に乾燥する前に生分解性高分子の溶液を含浸させ（含浸工程）、その後、粒子層を乾燥させて（乾燥工程）生分解性高分子を固化し、生分解性高分子層を形成することが好ましい。

粒子層が形成されたステント（図４）に含浸工程及び乾燥工程により生分解性高分子層を形成した状態を図５に示す。金属繊維１０の表面に形成された粒子層１１が完全に乾燥する前に生分解性高分子の溶液を含浸させると、粒子層１１を形成する薬物粒子１及び生体適合性ナノ粒子２の隙間に生分解性高分子の溶液が浸透する。そして、生分解性高分子の溶解に用いた溶媒及び粒子層１１に残存していた水分を乾燥させると、粒子層１１の隙間が生分解性高分子層１２で充填される。これにより、個々の薬物粒子１及び生体適合性ナノ粒子２は生分解性高分子によって凝集することなく保持されることとなり、ＤＥＳを生体内に留置した後、生分解性高分子層１２の分解により薬物粒子１が徐々に溶出し、例えば血管壁細胞内へ取り込まれる。

生分解性高分子としては、例えばポリヒドロキシブチレート、ポリヒドロキシバリレート等の微生物産生系の高分子や、コラーゲン、酢酸セルロース、バクテリアセルロース、ハイアミロースコーンスターチ、澱粉、キトサン等の天然高分子等が挙げられる。中でも、ナノ粒子の形成に用いられるＰＬＧＡ等の生体適合性高分子よりも生体内分解速度が速いコラーゲン等を用いることが好ましい。これらの生分解性高分子の種類や分子量等を適宜選択することにより、ステント表面に付着させた薬物粒子１の溶出速度を制御可能となる。なお、生分解性高分子としてＰＧＡ、ＰＬＡ、ＰＬＧＡ、ＰＡＬ等を用いることも可能であるが、その場合は生体適合性ナノ粒子２の分解速度よりも速くなるように分子量の小さいものを使用すれば良い。

次に、カテーテルのバルーン部に粒子を付着させる方法について説明する。バルーン部の材質としては、ポリエチレン、ポリプロピレン、エチレン−プロピレン共重合体、エチレン−酢酸ビニル共重合体、架橋型エチレン−プロピレン共重合体、架橋型エチレン−酢酸ビニル共重合体、ポリ塩化ビニル等の熱可塑性樹脂や、ポリアミド、ポリウレタン、ポリエステル、ポリアリレーンサルファイド等の非導電性の樹脂が用いられるため、通電により負に帯電させることができない。

そこで、バルーン部を予め負電荷修飾しておき、正に帯電した薬物粒子及び生体適合性ナノ粒子を電気的に付着させることにより、バルーン部に粒子を強固且つ均一に積層可能となる。バルーン部を負電荷修飾する方法としては、ポリカルボン酸若しくはポリカルボン酸誘導体のような負帯電性の樹脂を用いてバルーン部の表面に負帯電性樹脂層を形成する方法が好ましい。

負電荷修飾に用いられるポリカルボン酸としては、アクリル酸、メタクリル酸、マレイン酸、フマル酸、アスパラギン酸若しくはグルタミン酸のポリマー、デンプン、セルロース若しくはポリビニルアルコールのカルボキシメチル誘導体、アルギン酸、ペクチン等が挙げられ、これらのうち１種または２種以上が混合して用いられる。

また、ポリカルボン酸誘導体としては、上記のポリカルボン酸の酸無水物若しくはエステル誘導体が挙げられる。中でも、アクリル酸、メタクリル酸、マレイン酸のポリマーの酸無水物誘導体若しくはエステル誘導体を用いることにより、生体への刺激や毒性が少ない負電荷修飾が可能となる。好ましいポリカルボン酸誘導体としては、入手が容易で取り扱い性にも優れた無水マレイン酸−メチルビニルエーテルコポリマー、無水マレイン酸−スチレンコポリマー、無水マレイン酸−エチレンコポリマーのような無水マレイン酸のコポリマー（共重合体）が挙げられ、無水マレイン酸−メチルビニルエーテルコポリマーが特に好適に用いられる。

負帯電性樹脂層をコーティングする方法としては、負帯電性樹脂の溶液中にカテーテルのバルーン部を浸漬（ディッピング）する方法、超音波ミスト法、スプレー法、エアーブラシ法等により負帯電性樹脂溶液の微細な液滴をバルーン部の表面に吹き付ける方法、負帯電性樹脂溶液をバルーン部の表面に塗布（ワイピング）する方法等が挙げられる。

バルーン部の表面に粒子を付着させる方法としては、負帯電性樹脂層が形成されたカテーテルのバルーン部をコーティング液中に浸漬する方法や、超音波ミスト法、スプレー法、エアーブラシ法等によりバルーン部にコーティング液の液滴を付着させる方法等が挙げられる。

図６は、カテーテルのバルーン部に粒子が付着した状態を示す断面拡大図である。バルーン部１３の表面は負帯電性樹脂層１５によって負電荷修飾されており、負帯電性樹脂層１５の表面は正に帯電した薬物粒子１及び生体適合性ナノ粒子２により完全に被覆され、粒子層１１が形成されている。

そのため、後の製造工程や生体器官内へのカテーテル挿入時及びバルーン拡張時における、バルーン部１３からの粒子層１１の剥離を防止することができる。粒子層１１の負帯電性樹脂層１５への付着力が増大する原因としては、粒子間に作用するファンデルワールス力等によるものと考えられる。

カテーテルの形状としては、従来公知の種々の形状を用いることができる。また、カテーテルの大きさも適用箇所に応じて適宜選択すれば良い。例えば心臓の冠状動脈に用いる場合は、通常、拡張前における外径は１．０〜３．０ｍｍ、長さは５．０〜５０ｍｍ程度が好ましい。

なお、ステント本体への粒子付着工程と同様に、カテーテルのバルーン部１３への粒子付着工程においても、含浸工程及び乾燥工程により生分解性高分子層１２を形成しても良い。

以上のようにして得られた管腔内留置用医療デバイスは、デバイス本体に付着している薬物粒子の表面が正に帯電しているため、デバイス表面から溶出された薬物粒子の細胞接着性が増大する。これにより、従来に比べて医療デバイスが留置される狭窄部位細胞への薬物の導入効率を高めることができる。

また、２種類以上の薬物粒子を作製し、それぞれの粒子を層状に或いはモザイク状に付着させても良い。このとき、生体内へのデバイス留置後、短時間で溶出させたい薬物粒子は外層に、所定時間経過後に溶出させたい薬物粒子は内層に付着させておけば、２種類以上の薬物の溶出時間を計画的に制御できる。

さらに、生分解性高分子層を形成する場合は粒子層に含浸させる生分解性高分子の溶液中にも薬物を添加することにより、薬物粒子と生分解性高分子層中に包埋された薬物とを同時に且つ即効的に作用させることができる。生分解性高分子の溶液中に添加する薬物の種類及び添加量は、薬物の作用機序や、要求される即効性、持続性の程度等により適宜設定することができる。

即ち、投与後長期間に亘る効果の持続性が要求される薬物の場合は生体適合性ナノ粒子の内部或いは表面へ担持すれば良く、投与直後より効果の発現が要求される薬物の場合は薬物粒子とするか、或いは生分解性高分子層中へ添加すれば良い。生分解性高分子層中へ添加される薬物としては、生体適合性ナノ粒子に内包される薬物として例示した種々の薬物を用いることができる。

その他、本発明は上述した各実施形態に限定されるものではなく、種々の変更が可能であり、異なる実施形態にそれぞれ開示された技術的手段を適宜組み合わせて得られる実施形態についても本発明の技術的範囲に含まれる。以下、薬物として難水溶性のプロブコールおよびシロスタゾールを、ナノ粒子を形成する生体適合性高分子としてＰＬＧＡを用い、表面を正電荷修飾した薬物（プロブコール、シロスタゾール）粒子及びＰＬＧＡナノ粒子の調製及びそれをコーティングしたＤＥＳの作製について、実施例に沿って具体的に説明する。

実施例１（薬物粒子懸濁液の調製１）
プロブコール１ｇを良溶媒であるアセトン４０ｍＬ、エタノール２０ｍＬの混合液に溶解し溶液を調製した。また、２重量％のポリビニルアルコール（ゴーセノールＥＧ０５、日本合成化学工業製）水溶液１００ｍＬに、２重量％のキトサン（ＣＨＩＴＯＳＡＮ ＧＨ−４００ＥＦ、日油製）水溶液１５ｇを混合し、プロブコールに対して貧溶媒である溶液を調製した。この溶液に、４０℃、４００ｒｐｍで攪拌下、先のプロブコール溶液を一定速度（２０ｍＬ／分）で滴下し、いわゆる良溶媒の貧溶媒中への拡散作用によって、結晶性薬物粒子（プロブコール）の懸濁液を得た。
続いて、減圧下アセトン、エタノールを留去した。粒子表面のゼータ電位を、電気泳動法（Ｍａｌｖｅｒｎ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ製、ＺＥＴＡＳＩＺＥＲ Ｎａｎｏ−Ｚ）で測定した。その結果、薬物粒子のゼータ電位は＋１４ｍＶで水への分散性は良好であった。
その後、遠心分離操作（２０，０００ｒｐｍ、４０分）により余剰のポリビニルアルコール、キトサンを除去した。沈殿した薬物粒子を水で再分散し、遠心分離操作を再度繰り返した。
得られた懸濁液３５ｇと、ジルコニアボール（φ１ｍｍ）１３０ｇを１００ｍＬの円筒形のポリエチレン製容器に入れて密閉し、これを卓上型ボールミル（Ｖ−２Ｍ、入江商会製）の水平に並んだ２本のローラ上で回転（６００ｒｐｍ、２時間）させ、薬物粒子を粉砕した。その後、内容物をフィルターろ過してジルコニアボールを除去し、１．２重量％の薬物粒子懸濁液を得た。

液中での薬物粒子の粒度は、レーザー回折散乱法（日機装製、ＭＩＣＲＯＴＲＡＣ ＭＴ３３００）で測定した。また、薬物粒子中のプロブコール含有率は、高速液体クロマトグラフ（島津製作所製、検出器ＳＰＤ−２０Ａ，ＵＶ＝２４２ｎｍ）により定量した。
レーザー回折散乱法による粒度分布測定では、薬物粒子の平均粒子径は２．９μｍであった。これは、レーザー回折散乱法による粒度測定においては、凝集粒子も一粒子として測定されたことによる。なお、以下の実施例・比較例においては、特に記述がない限り、レーザー回折散乱法により測定された平均粒子径を薬物粒子の平均粒子径とする。
また、薬物粒子中のプロブコール含有率は６５％で、歩留まりは７５％であった。

実施例２（薬物粒子懸濁液の調製２）
卓上型ボールミルを用いて薬物粒子を粉砕しない以外は実施例１の製造方法と同一条件にて薬物粒子を調製したところ、薬物粒子の平均粒子径は２１．５μｍであった。

実施例３（薬物粒子懸濁液の調製３）
貧溶媒に相当する溶液に添加する２重量％のキトサン水溶液を６０ｇとした以外は実施例１の製造方法と同一条件にて薬物粒子を調製した。レーザー回折散乱法による薬物粒子の平均粒子径は４．５μｍであった。ゼータ電位は＋４５ｍＶ、薬物粒子中のプロブコール含有率は５３％で、歩留まりは６５％であった。

比較例１（薬物粒子懸濁液の調製４）
貧溶媒に相当する溶液にポリビニルアルコール、キトサンを添加しない以外は実施例１の製造方法と同一条件にて、薬物粒子を調製したところ、歩留まりは１％であり、薬物粒子の水への再分散は極めて困難であった。

比較例２（薬物粒子懸濁液の調製５）
貧溶媒に相当する溶液にポリビニルアルコールを添加しない以外は実施例１の製造方法と同一条件にて、薬物粒子を調製したところ、歩留まりは３０％であり、薬物粒子の水への再分散は困難であった。

比較例３（薬物粒子懸濁液の調製６）
貧溶媒に相当する溶液にキトサンを添加しない以外は実施例１の製造方法と同一条件にて、薬物粒子を調製したところ、歩留まりは２５％であり、薬物粒子の水への再分散は困難であった。

実施例４（生体適合性ナノ粒子の調製）
生体適合性高分子である乳酸・グリコール酸共重合体（和光純薬工業製、ＰＬＧＡ７５２０、分子量２０，０００、乳酸／グリコール酸モル比＝７５／２５）２ｇを良溶媒であるアセトン３２０ｍＬに溶解し、エタノール１６０ｍＬを加えて混合して溶液を調製した。また、先の乳酸・グリコール酸共重合体に対して貧溶媒である０．１８重量％のポリビニルアルコール水溶液５６０ｍＬを調製した。この溶液に、４０℃、４００ｒｐｍで攪拌下、先の乳酸・グリコール酸共重合体溶液を一定速度（２０ｍＬ／分）で滴下し、生体適合性ナノ粒子であるＰＬＧＡナノ粒子の懸濁液を得た。

続いて、減圧下アセトン、エタノールを留去した。粒子表面のゼータ電位を、電気泳動法により測定した。その結果、ゼータ電位は−１０ｍＶであった。
その後、凍結乾燥し、ＰＬＧＡナノ粒子粉末を得た。ＰＬＧＡナノ粒子の粒度分布は、動的光散乱法により測定した。その結果、動的光散乱法による平均粒子径は０．２８μｍであった。

実施例５（コーティング液の調製１）
実施例１で調製した薬物粒子懸濁液をスターラーで攪拌しながら、実施例４で調製したＰＬＧＡナノ粒子を加えて分散させたのち、２重量％のキトサン水溶液を加えて１時間攪拌してコーティング液を調製した。薬物粒子：ＰＬＧＡナノ粒子：キトサンの混合割合は、重量比で６：２５：１とした。

実施例６（コーティング液の調製２）
薬物粒子：ＰＬＧＡナノ粒子：キトサンの混合割合を、重量比で６：１２：１とし、実施例５と同一条件にてコーティング液を調製した。

実施例７（コーティング液の調製３）
薬物粒子：ＰＬＧＡナノ粒子：キトサンの混合割合を、重量比で６：３：１とし、実施例５と同一条件にてコーティング液を調製した。

実施例８（コーティング液の調製４）
薬物粒子：ＰＬＧＡナノ粒子：キトサンの混合割合を、重量比で６：１：１とし、実施例５と同一条件にてコーティング液を調製した。

実施例９（コーティング液の調製５）
実施例２で調製した薬物粒子懸濁液を用い、実施例５と同一条件にてコーティング液を調製した。

実施例１０（コーティング液の調製６）
実施例３で調製した薬物粒子懸濁液を用い、２重量％のキトサン水溶液を添加しない以外は実施例５と同一条件にてコーティング液を調製した。

比較例４（コーティング液の調製７）
ＰＬＧＡナノ粒子粉末、２重量％のキトサン水溶液を加えずに実施例１で調製した薬物粒子懸濁液をスターラーで１時間攪拌してコーティング液を調製した。

比較例５（コーティング液の調製８）
実施例１で調製した薬物粒子懸濁液をスターラーで攪拌しながら、２重量％のキトサン水溶液を加えて１時間攪拌してコーティング液を調製した。

実施例１１（ステント本体への電着コーティング１）
予め重量を測定した外径２．３ｍｍ、長さ１６ｍｍのステンレス（ＳＵＳ３１６Ｌ）製ステント本体（ｎ＝３）を負極、直径２０ｍｍの円形のＳＵＳ板を正極となるように外部電源を接続し、実施例５で調製したコーティング液中にいずれも長さ１０ｍｍを浸漬した。電圧１０Ｖ、電流１ｍＡで１分間通電した後、ステント本体を取り外し、風乾してＤＥＳを作製した。乾燥後のＤＥＳの重量を測定し、重量の増加分からステント本体に積層した固形分重量の平均値を算出した。

実施例１２（ステント本体への電着コーティング２）
実施例６で調製したコーティング液を用いる以外は実施例１１と同一条件にてステント本体（ｎ＝３）へ粒子を積層し、ＤＥＳを作製した。乾燥後のＤＥＳの重量を測定し、重量の増加分からステント本体に積層した固形分重量の平均値を算出した。

実施例１３（ステント本体への電着コーティング３）
実施例７で調製したコーティング液を用いる以外は実施例１１と同一条件にてステント本体（ｎ＝３）へ粒子を積層し、ＤＥＳを作製した。乾燥後のＤＥＳの重量を測定し、重量の増加分からステント本体に積層した固形分重量の平均値を算出した。

実施例１４（ステント本体への電着コーティング４）
実施例８で調製したコーティング液を用いる以外は実施例１１と同一条件にてステント本体（ｎ＝３）へ粒子を積層し、ＤＥＳを作製した。乾燥後のＤＥＳの重量を測定し、重量の増加分からステント本体に積層した固形分重量の平均値を算出した。

実施例１５（ステント本体への電着コーティング５）
実施例９で調製したコーティング液を用いる以外は実施例１１と同一条件にてステント本体（ｎ＝３）へ粒子を積層し、ＤＥＳを作製した。乾燥後のＤＥＳの重量を測定し、重量の増加分からステント本体に積層した固形分重量の平均値を算出した。

実施例１６（ステント本体への電着コーティング６）
実施例１０で調製したコーティング液を用いる以外は実施例１１と同一条件にてステント本体（ｎ＝３）へ粒子を積層し、ＤＥＳを作製した。乾燥後のＤＥＳの重量を測定し、重量の増加分からステント本体に積層した固形分重量の平均値を算出した。

比較例６（ステント本体への電着コーティング７）
比較例４で調製したコーティング液を用いる以外は実施例１１と同一条件にてステント本体（ｎ＝３）へ粒子を積層し、ＤＥＳを作製した。乾燥後のＤＥＳの重量を測定し、重量の増加分からステント本体に積層した固形分重量の平均値を算出した。

比較例７（ステント本体への電着コーティング８）
比較例５で調製したコーティング液を用いる以外は実施例１１と同一条件にてステント本体（ｎ＝３）へ粒子を積層し、ＤＥＳを作製した。乾燥後のＤＥＳの重量を測定し、重量の増加分からステント本体に積層した固形分重量の平均値を算出した。

実施例１７（ステント本体への浸漬コーティング１）
予め重量を測定した外径２．３ｍｍ、長さ１６ｍｍのステンレス（ＳＵＳ３１６Ｌ）製ステント本体（ｎ＝３）を、実施例５で調製したコーティング液中にいずれも長さ１０ｍｍを浸漬した。１時間浸漬した後、乾燥器内で真空乾燥（４０℃、３時間）した。乾燥後のＤＥＳの重量を測定し、重量の増加分からステント本体に積層した固形分重量の平均値を算出した。

実施例１８（ステント本体への浸漬コーティング２）
実施例９で調製したコーティング液を用いる以外は実施例１７と同一条件にてステント本体（ｎ＝３）へ粒子を積層し、ＤＥＳを作製した。乾燥後のＤＥＳの重量を測定し、重量の増加分からステント本体に積層した固形分重量の平均値を算出した。

実施例１９（ステント本体への浸漬コーティング３）
実施例１０で調製したコーティング液を用いる以外は実施例１７と同一条件にてステント本体（ｎ＝３）へ粒子を積層し、ＤＥＳを作製した。乾燥後のＤＥＳの重量を測定し、重量の増加分からステント本体に積層した固形分重量の平均値を算出した。

比較例８（ステント本体への浸漬コーティング４）
比較例４で調製したコーティング液を用いる以外は実施例１７と同一条件にてステント本体（ｎ＝３）へ粒子を積層し、ＤＥＳを作製した。乾燥後のＤＥＳの重量を測定し、重量の増加分からステント本体に積層した固形分重量の平均値を算出した。

比較例９（ステント本体への浸漬コーティング５）
比較例５で調製したコーティング液を用いる以外は実施例１７と同一条件にてステント本体（ｎ＝３）へ粒子を積層し、ＤＥＳを作製した。乾燥後のＤＥＳの重量を測定し、重量の増加分からステント本体に積層した固形分重量の平均値を算出した。

試験例１（ステント本体に付着したプロブコール量の定量）
実施例１１〜１９及び比較例６〜９で作製したＤＥＳに積層した固形分中のプロブコール量を、高速液体クロマトグラフにより定量し（各群につきｎ＝３）、プロブコールの平均付着量を算出した。結果をステント本体に積層した固形分重量の平均値と併せて表１〜表３に示す。

表１から明らかなように、薬物粒子及びＰＬＧＡナノ粒子をステント本体に電着コーティングしてＤＥＳを製造する場合、コーティング液にＰＬＧＡナノ粒子とキトサンを添加した実施例１１、１５のＤＥＳでは、ステント本体へのプロブコール付着量が増加することが確認された。また、薬物粒子形成時に強く正電荷修飾した実施例３の薬物粒子を用いた実施例１６のＤＥＳでは、コーティング液調製時にキトサンを添加しなくても、ステント本体へのプロブコール付着量が増加することが確認された。特に、ボールミルを用いて一次粒子径が２．９μｍ程度まで微細化された実施例１の薬物粒子を用いた実施例１１のＤＥＳでは０．１４ｍｇのプロブコールが付着しており、薬物粒子を粉砕しなかった実施例１５（付着量０．０８ｍｇ）に比べてプロブコール付着量が約１．８倍であった。
これに対し、コーティング液にＰＬＧＡナノ粒子とキトサンを添加しなかった比較例６のＤＥＳでは、ステント本体に固形分がほとんど付着していなかった。また、キトサンのみを添加した比較例７では、プロブコールの付着量は０．０１ｍｇと比較例６よりは多かったが、粒子層が不均一であり付着量は実施例１１、１５に比べて遙かに少なかった。

また、表２から明らかなように、薬物粒子及びＰＬＧＡナノ粒子をステント本体に浸漬コーティングしてＤＥＳを製造する場合においても、電着コーティングにより製造された実施例１１、１５、１６のＤＥＳに比べて若干付着量は少ないものの、コーティング液にＰＬＧＡナノ粒子とキトサンを添加した実施例１７、１８のＤＥＳでは、ＰＬＧＡナノ粒子とキトサンを添加しなかった比較例８のＤＥＳ、キトサンのみを添加した比較例９のＤＥＳに比べてプロブコールが付着していることが確認された。また、薬物粒子形成時に強く正電荷修飾した実施例３の薬物粒子を用いた実施例１９のＤＥＳでは、コーティング液調製時にキトサンを添加しなくても、ステント本体へのプロブコール付着量が増加することが確認された。
さらに、薬物粒子の微細化の有無によるプロブコール付着量の差（実施例１７、１８の比較）、及びＰＬＧＡナノ粒子の有無による付着量の差（比較例８、９の比較）についても、電着コーティングの場合と同様の傾向が見られた。
なお、上記実施例では難水溶性薬物であるプロブコールを用いた場合について調査したが、その他の難水溶性薬物を用いた場合についても同様の効果が期待できる。

次に、薬物粒子、ＰＬＧＡナノ粒子およびキトサンの混合割合を変更し、電着コーティングして製造したＤＥＳにおけるプロブコール付着量の結果を表３にまとめた。
薬物に対するＰＬＧＡナノ粒子の比率が増えるにつれて、ステント本体に積層された固形分重量が増加する反面、プロブコールの組成比が低下するためプロブコール付着量は減少した。
ＰＬＧＡナノ粒子の比率の増加に伴い、ステント本体に形成された粒子層が剥離しにくくなった。これは、ＰＬＧＡナノ粒子の比率の増加に伴い、粒子間の隙間が少なくなり、強固な粒子層が形成されたためであると考えられる。

実施例２０（シロスタゾール粒子懸濁液の調製）
シロスタゾール０．７５ｇを良溶媒であるアセトン１０８ｍＬ、エタノール６０ｍＬの混合液に溶解し溶液を調製した。また、２重量％のポリビニルアルコール（ゴーセノールＥＧ０５、日本合成化学工業製）水溶液３００ｍＬに、２重量％のキトサン（ＣＨＩＴＯＳＡＮ ＧＨ−４００ＥＦ、日油製）水溶液４５ｇを混合し、シロスタゾールに対して貧溶媒である溶液を調製した。この溶液に、４０℃、４００ｒｐｍで攪拌下、先のシロスタゾール溶液を一定速度（２０ｍＬ／分）で滴下し、いわゆる良溶媒の貧溶媒中への拡散作用によって、結晶性薬物粒子（シロスタゾール）の懸濁液を得た。
続いて、減圧下アセトン、エタノールを留去した。薬物粒子の表面のゼータ電位を、電気泳動法（Ｍａｌｖｅｒｎ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ製、ＺＥＴＡＳＩＺＥＲ Ｎａｎｏ−Ｚ）で測定した。その結果、薬物粒子のゼータ電位は＋７．４ｍＶで水への分散性は良好であった。
その後、遠心分離操作（２０，０００ｒｐｍ、４０分）により余剰のポリビニルアルコール、キトサンを除去した。沈殿した薬物粒子を水で再分散し、遠心分離操作を再度繰り返した。
得られた懸濁液３５ｇと、ジルコニアボール（φ１ｍｍ）１３０ｇを１００ｍＬの円筒形のポリエチレン製容器に入れて密閉し、これを卓上型ボールミル（Ｖ−２Ｍ、入江商会製）の水平に並んだ２本のローラ上で回転（６００ｒｐｍ、２時間）させ、薬物粒子を粉砕した。その後、内容物をフィルターろ過してジルコニアボールを除去し、０．４５重量％の薬物粒子懸濁液を得た。

液中での薬物粒子の粒度は、レーザー回折散乱法（日機装製、ＭＩＣＲＯＴＲＡＣ ＭＴ３３００）で測定した。また、薬物粒子中のシロスタゾール含有率は、高速液体クロマトグラフ（島津製作所製、検出器ＳＰＤ−２０Ａ，ＵＶ＝２５４ｎｍ）により定量した。
レーザー回折散乱法による粒度分布測定では、薬物粒子の平均粒子径は４．２μｍであった。これは、レーザー回折散乱法による粒度測定においては、凝集粒子も一粒子として測定されたことによる。なお、以下の実施例・比較例においては、特に記述がない限り、レーザー回折散乱法により測定された平均粒子径を薬物粒子の平均粒子径とする。
また、薬物粒子中のシロスタゾール含有率は９８．６％で、歩留まりは８２％であった。

実施例２１（シロスタゾール含有生体適合性ナノ粒子の調製）
生体適合性高分子である乳酸・グリコール酸共重合体（和光純薬工業製、ＰＬＧＡ７５２０、分子量２０，０００、乳酸／グリコール酸モル比＝７５／２５）２ｇとシロスタゾール１０ｍｇを良溶媒であるアセトン８０ｍＬに溶解し、エタノール４０ｍＬを加えて混合して溶液を調製した。また、先の乳酸・グリコール酸共重合体に対して貧溶媒である０．５重量％のポリビニルアルコール水溶液２００ｍＬに、２重量％のキトサン（ＣＨＩＴＯＳＡＮ ＧＨ−４００ＥＦ、日油製）水溶液４．８ｇを混合し、溶液を調製した。この溶液に、４０℃、４００ｒｐｍで攪拌下、先の乳酸・グリコール酸共重合体溶液を一定速度（２０ｍＬ／分）で滴下し、生体適合性ナノ粒子であるシロスタゾール含有ＰＬＧＡナノ粒子の懸濁液を得た。

続いて、減圧下アセトン、エタノールを留去した。粒子表面のゼータ電位を、電気泳動法により測定した。その結果、ゼータ電位は＋４６．７ｍＶであった。
その後、凍結乾燥し、ＰＬＧＡナノ粒子粉末を得た。ＰＬＧＡナノ粒子の粒度分布は、動的光散乱法により測定した。また、ＰＬＧＡナノ粒子中のシロスタゾール含有率は、高速液体クロマトグラフ（島津製作所製、検出器ＳＰＤ−２０Ａ，ＵＶ＝２５４ｎｍ）により定量した。その結果、動的光散乱法による平均粒子径は０．３０μｍで、生体適合性ナノ粒子中のシロスタゾール含有率は、０．３３％であった。

実施例２２（コーティング液の調製９）
実施例２０で調製した薬物粒子懸濁液をスターラーで攪拌しながら、実施例２１で調製したシロスタゾール含有ＰＬＧＡナノ粒子を加えて分散させたのち、３０分攪拌してコーティング液を調製した。薬物粒子：ＰＬＧＡナノ粒子の混合割合は、重量比で１：２とした。

実施例２３（コーティング液の調製１０）
薬物粒子：ＰＬＧＡナノ粒子の混合割合を重量比で１：４．２とした以外は実施例２２と同一条件にてコーティング液を調製した。

比較例１０（コーティング液の調製１１）
実施例２１で調製したシロスタゾール含有ＰＬＧＡナノ粒子を加えずに、実施例２０で調製した薬物粒子懸濁液をスターラーで３０分間攪拌してコーティング液を調製した。

比較例１１（コーティング液の調製１２）
実施例２０で調製した薬物粒子を加えずに、実施例２１で調製したシロスタゾール含有ＰＬＧＡナノ粒子に、実施例２２及び２３と同一濃度になるように精製水を添加し、スターラーで３０分間攪拌してコーティング液を調製した。

実施例２４（ステント本体への電着コーティング９）
予め重量を測定した外径２．３ｍｍ、長さ１６ｍｍのステンレス（ＳＵＳ３１６Ｌ）製ステント本体（ｎ＝３）を負極、直径２０ｍｍの円形のＳＵＳ板を正極となるように外部電源を接続し、実施例２２で調製したコーティング液中にいずれも長さ１０ｍｍを浸漬した。電圧１０Ｖ、電流１ｍＡで１分間通電した後、ステント本体を取り外し、風乾してＤＥＳを作製した。乾燥後のＤＥＳの重量を測定し、重量の増加分からステント本体に積層した固形分重量の平均値を算出した。

実施例２５（ステント本体への電着コーティング１０）
実施例２３で調製したコーティング液を用いる以外は実施例２４と同一条件にてステント本体（ｎ＝３）へ粒子を積層し、ＤＥＳを作製した。乾燥後のＤＥＳの重量を測定し、重量の増加分からステント本体に積層した固形分重量の平均値を算出した。

比較例１２（ステント本体への電着コーティング１１）
比較例１０で調製したコーティング液を用いる以外は実施例２４と同一条件にてステント本体（ｎ＝３）へ粒子を積層し、ＤＥＳを作製した。乾燥後のＤＥＳの重量を測定し、重量の増加分からステント本体に積層した固形分重量の平均値を算出した。

比較例１３（ステント本体への電着コーティング１２）
比較例１１で調製したコーティング液を用いる以外は実施例２４と同一条件にてステント本体（ｎ＝３）へ粒子を積層し、ＤＥＳを作製した。乾燥後のＤＥＳの重量を測定し、重量の増加分からステント本体に積層した固形分重量の平均値を算出した。

試験例２（ステント本体に付着したシロスタゾール量の定量）
実施例２４、２５及び比較例１２、１３で作製したＤＥＳに積層した固形分中のシロスタゾール量を、高速液体クロマトグラフにより定量し（各群につきｎ＝３）、シロスタゾールの平均付着量を算出した。結果をステント本体に積層した固形分重量の平均値、固形分中のシロスタゾール割合と併せて表４に示す。

表４から明らかなように、薬物粒子及びＰＬＧＡナノ粒子をステント本体に電着コーティングしてＤＥＳを製造する場合、コーティング液にＰＬＧＡナノ粒子を添加した実施例２４、２５のＤＥＳでは、ステント本体へのシロスタゾール付着量が増加することが確認された。
これに対し、コーティング液にＰＬＧＡナノ粒子を添加しなかった比較例１２のＤＥＳでは、ステント本体に固形分が付着するものの、粒子層が不均一であった。
また、コーティング液に薬物粒子を添加しなかった比較例４のＤＥＳでは、固形分量は、比較例１２より多かったが、ＰＬＧＡナノ粒子中のシロスタゾール含有率が低いため、ステントへのシロスタゾール付着量は０．０１ｍｇ以下と、実施例２４、２５に比べて遙かに少なかった。

試験例３（薬物を付着したステントを用いたin vivo試験）
上記シロスタゾールを付着した実施例２４のステントを、ミニブタに適用して、その適用された血管の傷害について確認した。
動物種
ミニブタ（系統：ＮＩＢＳ、日生研株式会社）
雄８匹、雌４匹
月齢：１０〜１６ヶ月例（入手時）
体重：２０〜２８ｋｇ（入手時）
試験群
シロスタゾール付着ステント群：ｎ＝１２
（ステントシステムは実施例２４のステントを用いた。）
対照群：ｎ＝１２
（ステントシステムはコーティングを施していない同一のステントを用いた。）
操作方法
塩酸ケタミン（５００〜７５０ｍｇ／ミニブタ、筋注、ケタラール50、三共エール薬品(株)）により麻酔を行った。ガイドワイヤー（ラジフォーカスガイドワイヤーＭ、テルモ(株)）およびガイディングカテーテル（Heartrail II、AMPLATZ LEFT Short Tip、テルモ(株)）を挿入し、心臓へ導いた。ガイドワイヤーに沿って、各試験群のステントシステムを挿入し、留置部位である左前下行枝または左回旋枝まで押し進めた。３０秒間インフレーションしてステントを留置した。ステント留置後ニトロールを投与し、冠動脈造影した。カテーテルを抜き取り、切開部を消毒（動物用イソジン液、明治製菓）し、筋肉および皮膚を縫合した。各ミニブタにつきシロスタゾール付着ステントと対照ステントを１つずつ埋め込んだ。
血管造影
ステント留置部位の血管を造影した。大腿動脈から挿入したカテーテルの先端を冠動脈開口部に導く、カテーテルより造影剤を注入し、ステント留置部の血管造影写真を撮影した。撮影はステント留置前、ステント留置直後および解剖時の計３回行った。
併用薬、投与量、投与方法および投与期間
アスピリン １００ｍｇを１回／日（混餌投与）
投与期間：手術２日前から実験期間中
硫酸クロピドグレル ５０ｍｇを１回／日（混餌投与）
投与期間：手術２日前から手術日を含め術後２週間
抗生物質 １００ｍｇ／ｋｇを１回／日（筋肉内投与）
投与期間：手術日を含め術後３日間
◎術施行によりスパズム、不整脈、血管低下などが予測されることから硝酸イソソルビド（ニトロール）、リドカイン（キシロカイン）、ノルアドレナリン、硫酸アトロピン等を準備する。
ステントを留置した血管の摘出
ステント留置２８日後、留置時と同様に、麻酔下でミニブタ鼠径部を切開し、血管造影用カテーテルを挿入し、冠動脈確認造影を行った。造影終了後、動物を放血屠殺し、ステントが留置された冠動脈を採取した。摘出した血管は１０％中性緩衝ホルマリンで固定し、株式会社組織科学研究所へ送付した。ステントの起始部側約１．５ｍｍ、中央部および末梢側約１．５ｍｍの３箇所についてステント標本を作製してＨＥ染色を行った。
結果
血管造影写真より、ステント留置前、ステント留置直後および解剖時の最小血管径を計測し、その推移結果を図７に示す。シロスタゾール付着ステント群の方が、対照群に比べ、有意に血管径の収縮を抑制した。
またステント留置２８日後に摘出した血管の断面でＨＥ染色した病理組織標本の対照群を図８に、シロスタゾール付着ステント群を図９示す。図８および図９に示す結果は、上からステントの起始部側、中央部および末梢側の順で、任意の２匹のミニブタから得られた標本を左右の縦列に示した。シロスタゾール付着ステント群の方が、対照群に比べ、血管内部の狭窄を抑制した。

本発明の管腔内留置用医療デバイスは、表面が正電荷修飾された薬物粒子と、生体適合性ナノ粒子とが混在した状態でデバイス本体に積層されているので、粒子層が均一となり、且つ十分な量の薬物粒子を均一にコーティングすることができる。また、医療デバイスを生体内に留置した後に、薬物粒子が短時間で溶出するため、薬物の即効的な作用が期待できるとともに、正電荷修飾により生体内で溶出される薬物粒子の細胞接着性が高まり、細胞内への移行性も向上する。

また、表面が正電荷修飾された薬物粒子と生体適合性ナノ粒子とをデバイス本体に付着させる本発明の管腔内留置用医療デバイスの製造方法によれば、従来、デバイス本体に付着させることが困難であった難水溶性薬物をデバイス本体の表面に効率良く且つ均一に付着させた管腔内留置用医療デバイスを簡便且つ低コストで製造することができる。粒子付着工程としては、電気泳動法、超音波ミスト法、スプレー法、エアーブラシ法、ワイピング法若しくはディッピング法が好適に用いられる。

Claims (22)

1. 表面がカチオン性高分子で被覆されることにより正電荷修飾された難水溶性の薬物粒子と、該薬物粒子よりも平均粒子径の小さい生体適合性ナノ粒子とを混在させた状態でデバイス本体に積層した管腔内留置用医療デバイス。
2. 前記カチオン性高分子がキトサンであることを特徴とする請求項１に記載の管腔内留置用医療デバイス。
3. 前記薬物粒子の平均粒子径が、０．１μｍ以上５μｍ以下であることを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の管腔内留置用医療デバイス。
4. 前記生体適合性ナノ粒子の平均粒子径が、３００ｎｍ以下であることを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれか１項に記載の管腔内留置用医療デバイス。
5. 前記薬物粒子以外に、前記生体適合性ナノ粒子の内部または表面の少なくとも一方に同一又は異なる薬物を担持したことを特徴とする請求項１乃至請求項４のいずれか１項に記載の管腔内留置用医療デバイス。
6. 前記生体適合性ナノ粒子が、ポリ乳酸、ポリグリコール酸、乳酸・グリコール酸共重合体、若しくは乳酸・アスパラギン酸共重合体のいずれかで構成されることを特徴とする請求項１乃至請求項５のいずれか１項に記載の管腔内留置用医療デバイス。
7. 前記薬物粒子及び生体適合性ナノ粒子をステント本体に積層した薬物溶出型ステントである請求項１乃至請求項６のいずれか１項に記載の管腔内留置用医療デバイス。
8. 前記薬物粒子及び前記生体適合性ナノ粒子を積層した薬物溶出型カテーテルである請求項１乃至請求項６のいずれか１項に記載の管腔内留置用医療デバイス。
9. 前記薬物粒子及び前記生体適合性ナノ粒子を積層した薬物溶出型バルーンカテーテルである請求項１乃至請求項６のいずれか１項に記載の管腔内留置用医療デバイス。
10. 前記薬物粒子の薬物がシロスタゾールである請求項１乃至請求項９のいずれか１項に記載の管腔内留置用医療デバイス。
11. 血栓、狭窄、および／または再狭窄を予防および／または治療するための請求項１乃至請求項１０のいずれか１項に記載の管腔内留置用医療デバイス。
12. 表面にカチオン性高分子を付着させることにより正電荷修飾されている薬物粒子と、該薬物粒子よりも平均粒子径の小さい生体適合性ナノ粒子とを水溶液に分散させた懸濁液である、管腔内留置用医療デバイス積層用のコーティング液。
13. 薬物粒子の平均粒子径が、０．１μｍ以上５μｍ以下であり、生体適合性ナノ粒子の平均粒子径が、３００ｎｍ以下であり、生体適合性ナノ粒子が、ポリ乳酸、ポリグリコール酸、乳酸・グリコール酸共重合体、若しくは乳酸・アスパラギン酸共重合体のいずれかで構成されることを特徴とする請求項１２に記載のコーティング液。
14. 前記薬物がシロスタゾールである請求項１２又は請求項１３に記載のコーティング液。
15. 血栓、狭窄、および／または再狭窄を予防および／または治療に用いるための管腔内留置用医療デバイス積層用である、請求項１２乃至請求項１４のいずれか１項に記載のコーティング液。
16. （１）水溶性高分子を溶解させた水溶液に、有機溶媒に溶解させた薬物溶液を加えて薬物粒子を生成する薬物粒子形成工程、
    （２）水溶性高分子を溶解させた水溶液に、有機溶媒に溶解させた生体適合性高分子溶液を加えて、前記薬物粒子よりも平均粒子径の小さい生体適合性ナノ粒子を生成するナノ粒子形成工程、
    （３）前記工程で得られた薬物粒子と生体適合性ナノ粒子とを分散させたコーティング液を調製するコーティング液調製工程、
    （４）前記薬物粒子形成工程（１）中の水溶液と前記コーティング液調製工程（３）のコーティング液の少なくとも一方にカチオン性高分子を溶解させて薬物粒子の表面を正電荷修飾する正電荷修飾工程、および
    （５）前記コーティング液をデバイス本体に接触させて薬物粒子と生体適合性ナノ粒子とが混在した状態の粒子層を形成する粒子付着工程、
    を含むことを特徴とする管腔内留置用医療デバイスの製造方法。
17. 前記（４）正電荷修飾工程において、前記薬物粒子形成工程（１）中の水溶液と前記コーティング液調製工程（３）のコーティング液の両方にカチオン性高分子を溶解させたことを特徴とする請求項１６に記載の管腔内留置用医療デバイスの製造方法。
18. 前記薬物粒子形成工程（１）の後に、薬物粒子を粉砕する粉砕工程を設けたことを特徴とする請求項１６又は請求項１７に記載の管腔内留置用医療デバイスの製造方法。
19. 前記薬物粒子形成工程（１）において、水溶性高分子としてポリビニルアルコール及びカチオン性高分子としてキトサンを溶解させたことを特徴とする請求項１６乃至請求項１８のいずれか１項に記載の管腔内留置用医療デバイスの製造方法。
20. 前記（５）粒子付着工程が、電気泳動法、超音波ミスト法、スプレー法、エアーブラシ法、ワイピング法若しくはディッピング法のいずれかにより行われることを特徴とする請求項１６乃至請求項１９のいずれか１項に記載の管腔内留置用医療デバイスの製造方法。
21. ２種以上の薬物粒子を含む粒子層を、積層状又はモザイク状に形成することを特徴とする請求項１６乃至請求項２０のいずれか１項に記載の管腔内留置用医療デバイスの製造方法。
22. 前記請求項１６乃至請求項２１のいずれか１項に記載の薬物がシロスタゾールである、管腔内留置用医療デバイスの製造方法。

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