KR20080031835A - 분해를 가속화하기 위한 복합 구조물을 갖는 생흡수성 장치 - Google Patents

분해를 가속화하기 위한 복합 구조물을 갖는 생흡수성 장치 Download PDF

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Abstract

본 발명의 의료 장치는 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료와 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료로 만들어진 구조물을 갖는다. 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료의 분해 속도는 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료의 분해 속도보다 더 빠르다. 또한, 상기 구조물은 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료가 노출될 때 가속화된 분해 과정을 겪는다.
생흡수성 의료 장치, 봉합사, 분해 첨가물

Description

분해를 가속화하기 위한 복합 구조물을 갖는 생흡수성 장치{Bioabsorbable device having composite structure for accelerating degradation}
본 발명은 일반적으로 이식 가능한 의료 장치에 관한 것으로, 구체적으로는 자신의 목적하는 기능적 효과 또는 유효 수명을 달성한 후 가속화된 분해를 통해서 원하는 질량 감손을 달성할 수 있는 유용한 신규의 생흡수성 의료 장치에 관한 것이다.
일반적으로 중합체는 의료 분야에서 매우 적절하고 실용적인 용도를 갖는다고 공지되어 있다. 이와 같이, 지난 수십년간 이들 중합체의 생체분해를 유도하는 높은 불안정성은 의학적 적용에 있어서 매우 중요한 것으로 입증되었다.
예를 들면, 글리콜산과 락트산으로부터 제조된 중합체는 1960년대에 최초로 허용된 생분해성 봉합사를 시작으로 의료 산업에서 다수의 용도를 갖는 것으로 밝혀졌다. 그 후로부터, 락트산과 글리콜산, 및 폴리(디옥사논), 폴리(트리메틸렌 카보네이트) 공중합체 및 폴리(ε-카프롤락톤) 단중합체 및 공중합체를 포함한 다른 재료들을 기재로 하는 다양한 제품들이 의료 장치로서 사용되도록 허용되었다. 이러한 허용된 장치 이외에, 폴리무수물, 폴리오르토에스테르, 폴리포스파젠 및 기타의 생분해성 중합체에 대해서도 많은 연구가 이루어지고 있다.
의료 전문가가 분해성 재료로 만들어진 의료 장치를 선호하는 이유는 여러 가지가 있다. 가장 기본적으로는 이식물로서 사용될 수 있으면서 제거를 위한 2차 수술이 필요치 않는 장치이기 때문이다. 생체분해는 2차 수술의 불필요성 이외에 다른 이점들도 제공할 수 있다. 예를 들면, 생체분해되지 않는 단단한 스테인레스강 이식물로 고정된 골절된 뼈는 이식물을 제거했을 때 재골절되는 경향이 있다. 단단한 스테인레스강에 의해 압박이 생기기 때문에 치료 과정 중에 뼈가 충분한 하중을 지탱할 수 없다.
그러나, 생분해성 중합체로 제조된 이식물은 분해되면서 치료 중인 뼈로 하중을 서서히 전달하도록 만들어질 수 있다. 생분해성 중합체가 커다란 잠재력을 제공하는 또 다른 용도는 약물 전달을 위한 기재로서의 용도로, 약물 전달계 단독으로서 또는 기능이 결합된 의료 장치로서 사용된다.
생흡수성 이식물은 전형적으로는 락톤 기재의 폴리에스테르와 같은 중합체 재료로부터 제조된다. 이러한 침식성 벌크 재료는 화학적 가수분해로 인해 시간이 지나면 분해되어 수용성의 저분자량 단편을 생성한다. 그 후 이들 단편은 효소의 공격을 받아 저분자량 대사물을 생성한다.
이제까지, 자신의 목적하는 기능적 효과 또는 유효 수명을 달성한 후 가속화된 분해를 통해서 원하는 질량 감손을 달성할 수 있는 생흡수성 의료 장치는 알려진 바 없다.
본 발명은 동맥 또는 정맥과 같은 혈관 또는 관 또는 심장과 같은 장기 내에 삽입되는 의료 장치를 포함한, 신체 내에 삽입 또는 이식되는 의료 장치에 관한 것이다. 구체적으로, 본 발명은 자신의 목적하는 기능적 효과 또는 유효 수명을 달성한 후 가속화된 분해를 통해서 원하는 질량 감손을 달성하기 위하여 생분해성 및/또는 생흡수성 재료의 배합물, 피복물 또는 층을 포함한 생분해성 및/또는 생흡수성 재료를 포함하는 복합 구조물로 만들어진 의료 장치이다.
추가로, 본 발명은 자신의 목적하는 기능적 효과 또는 유효 수명을 달성한 후 가속화된 분해를 통해서 원하는 질량 감손을 달성하기 위하여 생분해성 및/또는 생흡수성 재료의 배합물, 피복물 또는 층을 포함한 생분해성 및/또는 생흡수성 재료로 만들어지고 의료 장치의 구조물 또는 성분들의 분해를 가속화하기 위한 캡슐화된 분해 첨가제를 갖는 의료 장치이다. 일부의 양태에서, 본 발명에 따르는 의료 장치는 의료 장치로부터 방출되는 치료제는 물론 방사선 불투과제(radiopaque agent) 및 완충제와 같은 다른 첨가제를 포함한다.
본 발명은 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료와 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료로 만들어진 구조물을 갖는 의료 장치이다. 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료의 분해 속도는 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료의 분해 속도보다 더 빠르다. 또한, 상기 구조물은 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료가 노출될 때 가속화되는 분해 과정을 겪는다.
본 발명은 1종의 생분해성 및/또는 생흡수성 재료로 만들어진 구조물을 갖는 의료 장치도 제공한다. 분해 첨가제는 나노입자 또는 미세입자를 형성하는 다른 생분해성 및/또는 생흡수성 재료에 의해 캡슐화된다. 나노입자 또는 미세입자는 구조물을 구성하는 상기 1종의 생분해성 및/또는 생흡수성 재료와 함께 존재한다. 나노입자 또는 미세입자의 생분해성 및/또는 생흡수성 재료의 분해 속도는 다른 1종의 생분해성 및/또는 생흡수성 재료의 분해 속도보다 더 빠르다. 상기 구조물은 나노입자 또는 미세입자로부터 분해 첨가제가 방출될 때 가속화되는 분해 과정을 겪는다.
본 발명의 신규한 특징들은 첨부된 청구의 범위에 구체적으로 설명되어 있다. 그러나, 본 발명 및 이의 추가의 목적과 이점들은 첨부된 도면과 함께 하기 설명을 참조함으로써 숙지될 수 있다.
본 발명의 생흡수성 의료 장치는, 자신의 목적하는 기능적 효과 또는 유효 수명을 달성한 후 가속화된 분해를 통해서 원하는 질량 감손을 달성할 수 있다.
본 발명은 동맥 또는 정맥과 같은 혈관 또는 관 또는 심장과 같은 장기 내에 삽입되는 의료 장치를 포함한, 신체 내에 삽입 또는 이식되는 의료 장치에 관한 것이다. 구체적으로, 본 발명은 자신의 목적하는 기능적 효과 또는 유효 수명을 달성한 후 가속화된 분해를 통해서 원하는 질량 감손을 달성하기 위하여 생분해성 및 /또는 생흡수성 재료의 배합물, 피복물 또는 층을 포함한 생분해성 및/또는 생흡수성 재료를 포함하는 복합 구조물로 만들어진 의료 장치이다.
추가로, 본 발명은 자신의 목적하는 기능적 효과 또는 유효 수명을 달성한 후 가속화된 분해를 통해서 원하는 질량 감손을 달성하기 위하여 생분해성 및/또는 생흡수성 재료의 배합물, 피복물 또는 층을 포함한 생분해성 및/또는 생흡수성 재료로 만들어지고 의료 장치의 구조물 또는 성분들의 분해를 가속화하기 위한 캡슐화된 분해 첨가제를 갖는 의료 장치이다. 일부의 양태에서, 본 발명에 따르는 의료 장치는 의료 장치로부터 방출되는 치료제는 물론 방사선 불투과제 및 완충제와 같은 다른 첨가제를 포함한다.
본 명세서에서 사용되는 "생분해성", "생체분해", "분해성", "분해", "분해된", "생체침식성", "침식성" 또는 "침식"의 용어들은 호환적으로 사용되며, 하나의 재료 또는 성분이 수일, 수주, 수개월 또는 수년에 걸쳐서 산물, 부산물, 성분 또는 부성분들로 해체 또는 변화되는 것을 의미한다.
본 명세서에서 사용되는 "생흡수성", "흡수성", "재흡수성" 및 "생체재흡수성"의 용어들은 호환적으로 사용되며, 분해 산물이 대사 및/또는 분비에 의해 생물학적으로 소멸되는 것을 의미한다.
본 명세서에서 사용되는 "분해 첨가제", "선택된 효소", "고 pH 재료"의 용어들은 호환적으로 사용되며, 의료 장치의 구조물, 성분들 또는 재료의 분해를 가속화하는 임의의 재료, 성분, 화합물 또는 물질로서 정의된다.
본 명세서에서 사용되는 "완충제", "완충 화합물", "중화제" 또는 "중화 화 합물"의 용어들은 호환적으로 사용되며, 산 또는 염기에 노출시 의료 장치의 pH 또는 국지적 또는 근접 환경의 변화 속도를 제한 또는 조절하는 임의의 재료, 성분, 화합물 또는 물질로서 정의된다.
본 명세서에서 사용되는 "생분해성 재료", "생분해성 중합체", "생흡수성 재료", "생흡수성 중합체", "생체재료", "생분해성 및/또는 생흡수성 재료", 또는 "생분해성 및/또는 생흡수성 중합체"의 용어들은 호환적으로 사용되며, 체내에서 생체분해 또는 생체흡수될 수 있는 임의의 중합체 재료로서 정의된다.
본 명세서에서 사용되는 "복합물", "생분해성 복합 재료", "생분해성 복합 중합체", "생흡수성 복합 재료", "생흡수성 복합 중합체", "복합 생체재료", "생분해성 및/또는 생흡수성 복합 재료" 또는 "생분해성 및/또는 생흡수성 복합 중합체"의 용어들은 호환적으로 사용되며, 체내에서 생체분해 또는 생체흡수될 수 있고 배합되어 사용되는 2종 이상의 중합체 재료로서 정의된다.
본 명세서에서 사용되는 "약제", "치료제", "활성제", "약물", "활성 약물", 및 "약제"의 용어들은 호환적으로 사용되며, 유익한 일부의 치료 효과를 제공하는 약제, 약물, 화합물, 조성물 또는 이들의 혼합물로서 정의된다. 이는 농약, 제초제, 살균제, 살생물제, 살조제, 쥐약, 살진균제, 살충제, 산화 방지제, 식물 성장 촉진제, 식물 성장 억제제, 방부제, 항보존제, 소독제, 멸균제, 촉매, 화학 반응물, 발효제, 식품, 식품 보강제, 영양제, 화장품, 약물, 비타민, 성기 소독약, 임신 억제제, 임신 촉진제, 미생물 감약물, 및 사용 환경에 유익한 다른 약제들을 포함한다. 본원에 사용된 바대로, 이러한 용어들은 온혈 포유동물, 사람 및 영장류, 조류, 고양이, 개, 양, 염소, 소, 말 및 돼지와 같은 가축 또는 농장 동물, 생쥐, 쥐 및 기니아피그와 같은 실험실용 동물, 물고기, 파충류, 동물원 및 야생 동물 등을 포함한 동물에 국소 또는 전신적 효과(들)를 제공하는 임의의 생리학적 또는 약물학적 활성 물질을 추가로 포함한다. 전달 가능한 활성 약물은 말초 신경, 아드레날린성 수용체, 콜린성 수용체, 골격근, 심혈관계, 평활근, 혈액 순환계, 시냅스 부위, 신경효과기 연접 부위, 내분비계 및 호르몬계, 면역계, 생식기계, 골격계, 오타코이드계, 소화기계 및 배설계, 히스타민계 및 중추 신경계에 작용하는 약물들을 제한없이 포함하는 무기 및 유기 화합물들을 포함한다. 적합한 약제는, 예를 들면, 단백질, 효소, 호르몬, 폴리뉴클레오타이드, 핵단백질, 폴리사카라이드, 당단백질, 지단백질, 폴리펩타이드, 스테로이드, 최면제 및 진정제, 정신 자극제, 정신 안정제, 경련 억제제, 근육 이완제, 항파킨슨제, 진통제, 항염증제, 국소 마취제, 근육 수축제, 스타틴을 포함한 혈압 조절 및 콜레스테롤 감소제, 항미생물제, 말라리아 예방제, 피임약을 포함한 호르몬제, 교감 신경 흥분제, 생리적 효과를 유발할 수 있는 폴리펩타이드 및 단백질, 이뇨제, 지질 조절제, 항안드로겐제, 구충제, 신생물제, 항신생물제, 저혈당제, 영양제 및 보강제, 성장 보강제, 지방, 안약, 항장염제, 전해물 및 진단제로부터 선택될 수 있다.
본 발명에 유용한 치료제 또는 약물(99)의 예로는 프로클로르페라진 에디실레이트, 황산철, 아미노카프로산, 메카실아민 하이드로클로라이드, 프로카인아미드 하이드로클로라이드, 암페타민 설페이트, 메탐페타민 하이드로클로라이드, 벤즈페타민 하이드로클로라이드, 이소프로테로놀 설페이트, 펜메트라진 하이드로클로라이 드, 베타네콜 클로라이드, 메타콜린 클로라이드, 필로카핀 하이드로클로라이드, 아트로핀 설페이트, 스코폴아민 브로마이드, 이소프로파미드 요오다이드, 트리디헥세틸 클로라이드, 펜포르민 하이드로클로라이드, 메틸페니데이트 하이드로클로라이드, 테오필린 콜리네이트, 세팔렉신 하이드로클로라이드, 디페니돌, 메클리진 하이드로클로라이드, 프로클로르페라진 말리에이트, 페녹시벤자민, 트리에틸페라진 말리에이트, 아니신디온, 디페나디온, 에리트리틸 테트라니트레이트, 디곡신, 이소플루오로페이트, 아세타졸아미드, 메타졸아미드, 벤드로플루메티아자이드, 클로르프로파미드, 톨라자미드, 클로르마디논 아세테이트, 페나글리코돌, 알로푸리놀, 알루미늄 아스피린, 메토트렉세이트, 아세틸 설피속사졸, 하이드로코르티손, 하이드로코르티코스테론 아세테이트, 코르티손 아세테이트, 덱사메타손 및 이의 유도체, 예를 들면, 베타메타손, 트리암시놀론, 메틸테스토스테론, 17-베타-에스트라디올, 에티닐 에스트라디올, 에티닐 에스트라디올 3-메틸 에테르, 프레드니솔론, 17-베타-하이드록시프로게스테론 아세테이트, 19-노르-프로게스테론, 노르게스트렐, 노레틴드론, 노레티스테론, 노레티에데론, 프로게스테론, 노르게스테론, 노레티노드렐, 인도메타신, 나프록센, 페노프로펜, 설린닥, 인도프로펜, 니트로글리세린, 이소소르바이드 디니트레이트, 프로프라놀롤, 티몰롤, 아테놀롤, 알프레놀롤, 시메티딘, 클로니딘, 이미프라민, 레보도파, 클로르프로마진, 메틸도파, 디하이드록시페닐알라닌, 테오필린, 칼슘 글루코네이트, 케토프로펜, 이부프로펜, 아토토르바스타틴, 심바스타틴, 프라바스타틴, 플루바스타틴, 로바스타틴, 세팔렉신, 에리트로마이신, 할로페리돌, 조메피락, 락토산 제일철, 빈카민, 페녹시벤자민, 딜티아젬, 밀리논, 캅트로프릴, 만돌, 퀀벤즈(quanbenz), 하이드로클로로티아자이드, 라니티딘, 플루르비프로펜, 펜부펜, 플루프로펜, 톨메틴, 알크롤페낙, 메페나믹, 플루페나믹, 디푸니날, 니모디핀, 니트렌디핀, 니솔디핀, 니카디핀, 펠로디핀, 리도플라진, 티아파밀, 갈로파밀, 암로디핀, 미오플라진, 리시노프릴, 에날라프릴, 카프토프릴, 라미프릴, 에날라프릴라트, 파모티딘, 니자티딘, 수크랄페이트, 에틴티딘, 테트라톨올, 미녹시딜, 클로르디아제폭사이드, 디아제팜, 아미트립틸린 및 이미프라민이 포함된다. 추가의 예로는 제한없이 인슐린, 콜히친, 글루카곤, 갑상선 자극 호르몬, 부갑상선 및 뇌하수체 호르몬, 칼시토닌, 레닌, 프로락틴, 코르티코트로핀, 갑상선 자극 호르몬, 난포 자극 호르몬, 섬모막성 생식 호르몬, 생식 호르몬 방출 호르몬, 소 산유 촉진 단백질, 돼지 산유 촉진 단백질, 옥시토신, 바소프레신, 프롤락틴, 소마토스타틴, 리프레신, 판크레오지민, 황체 형성 호르몬, LHRH, 인터페론, 인터류킨, 사람 성장 호르몬, 소 성장 호르몬 및 돼지 성장 호르몬과 같은 성장 호르몬, 프로스타글란딘과 같은 임신 억제제, 임신 촉진제, 성장 인자, 및 사람의 췌장 호르몬 방출 인자를 포함하는 단백질 및 펩타이드가 있다.
추가로, 의료 장치(50)에 유용한 약물 또는 약제(99)는 빈카 알칼로이드(즉, 빈블라스틴, 빈크리스틴 및 비노렐빈), 파클리탁셀, 에피디포도필로톡신(즉, 에토포사이드, 테니포사이드), 항생제(다크티노마이신(악티노마이신 D) 다우노루비신, 독소루비신 및 이다루비신), 안트라사이클린, 미톡산트론, 블레오마이신, 플리카마이신(미트라마이신) 및 미토마이신과 같은 천연 생성물을 포함한 항증식제/항유사분열제, 효소(L-아스파라긴을 전신적으로 대사시키고, 아스파라긴을 자체 합성하는 능력이 없는 효소를 제거하는 L-아스파라기나제); G(GP)ⅡbⅢa 억제제 및 비트로넥틴 수용체 길항제와 같은 항혈소판제; 질소 머스터드(메클로레타민, 사이클로포스파미드 및 동족체, 멜팔란, 클로람부실), 에틸렌이민 및 메틸멜라민(헥사메틸멜라민 및 티오테파), 알킬 설포네이트-부설판, 니트로소우레아(카르무스틴(BCNU) 및 동족체, 스트렙토조신), 트라젠-데카바지닌(DTIC)과 같은 항증식/항유사분열 알킬화제; 엽산 동족체(메토트렉세이트), 피리미딘 동족체(플루오로우라실, 플록수리딘 및 사이타라빈), 푸린 동족체 및 관련 억제제(머캅토푸린, 티오구아닌, 펜토스타틴 및 2-클로로데옥시아데노신{클라드리빈})과 같은 항증식/항유사분열 대사 길항 물질; 백금 배위 착물(시스플라틴, 카보플라틴), 프로카바진, 하이드록시우레아, 미토탄, 아미노글루테티미드; 호르몬(즉, 에스트로겐); 항응고제(헤파린, 합성 헤파린 염 및 다른 트롬빈 억제제); 섬유소 용해제(예: 조직 플라스미노겐 활서오하제, 스트렙토키나제 및 우로키나제), 아스피린, 디피리다몰, 티클로피딘, 클로피도그렐, 압시씨맙; 이동 억제제; 분비 억제제(브레벨딘); 부신피질 스테로이드(코르티솔, 코르티손, 플루드로코르티손, 프레드니손, 프레드니솔론, 6α-메틸프레드니솔론, 트리암시놀론, 베타메타손, 및 덱사메타손), 비스테로이드제(살리실산 유도체, 즉 아스피린; 파라-아미노페놀 유도체, 즉 아세토미노펜); 인돌 및 인덴 아세트산(인도메타신, 설린닥 및 에토달락), 헤테로아릴 아세트산(톨메틴, 디클로페낙 및 케토롤락), 아릴프로피온산(이부프로펜 및 유도체), 안트라닐산(메페남산 및 메클로페남산), 에놀산(피록시캄, 테녹시캄, 페닐부타존 및 옥시펜타트라존), 나부메톤, 금 화합물(오라노핀, 오로티오글루코오스, 금 소듐 티오말레이트)과 같은 항염 증제; 면역 억제제(사이클로스포린, 타크롤리무스(FK-506), 시롤리무스 동족체(라파마이신), 아자티오프린, 미코페놀레이트 모페틸); 신생혈관 형성제; 혈관 내피 성장 인자(VEGF), 섬유아세포 성장 인자(FGF), 혈소판 유래 성장 인자(PDGF), 에리트로포에틴; 안지오텐신 수용체 차단제; 산화질소 공여자; 안티-센스 올리고뉴클레오타이드 및 이의 배합물; 세포 주기 억제제, mTOR 억제제, 성장 인자 신호 전달 키나제 억제제, 화학적 화합물, 생물학적 분자, DNA 및 RNA와 같은 핵산, 아미노산, 펩타이드, 단백질 또는 이들의 배합물을 포함한다.
"약제", "치료제", "활성제", "약물", "활성 약물" 및 "약제"의 용어는 이의 모든 유도체, 동족체 및 염을 포함하며, 2종 이상의 이러한 약제, 치료제, 활성제, 약물, 활성 약물 또는 약제의 사용도 배제하지 않는 것으로 이해해야 한다.
도 1 내지 9에 가장 잘 예시된 본 발명은 천연 또는 합성의 생분해성 및/또는 생흡수성 중합체로 구성된 의료 이식물과 같은 의료 장치(50)이다. 일반적으로, 합성 중합체는 천연 재료에 비해서 더욱 광범위한 특성과 예측가능한 큰 로트간의 균일성을 제공하도록 만들어질 수 있다는 점에서 천연 재료보다 더 큰 이점을 제공한다. 합성 중합체는 면역성의 염려가 없는 보다 신뢰성 높은 원료 공급원이기도 하다.
생체재료(생분해성 및/또는 생흡수성 재료)로 사용하기 위한 중합체의 일반적 선택 기준은 기계적 특성과 분해 시간이 이의 용도에 맞아야 한다는 것이다. 특정한 용도를 위한 이상적인 중합체는, (i) 용도에 맞는 기계적 특성을 가지면서 주변 조직이 치유될 때까지 충분한 강성을 유지하고, (ii) 염증 또는 독성 반응을 일으키지 않으며, (iii) 이의 목적을 달성한 후 흔적을 남기지 않고 체내에서 대사되며, (iv) 최종 산물의 형태로 용이하게 변화될 수 있고, (v) 허용 가능한 저장 수명을 가지며, (vi) 용이하게 멸균되도록 형성된다.
생분해성 중합체의 기계적 성능에 영향을 미치는 인자들은 중합체 분야의 당업자에게 널리 공지되어 있으며, 단량체의 선택, 개시제의 선택, 공정 조건, 및 첨가제의 존재가 포함된다. 이들 인자는 중합체의 친수성, 결정도, 용융 및 유리 전이 온도, 분자량, 분자량 분포, 말단 그룹, 연쇄 분포(랜덤 대 블록), 및 잔류 단량체 또는 첨가제의 존재에 다시 영향을 미친다.
추가로, 생분해성 재료를 다루는 중합체 분야의 당업자는 이러한 각각의 인자들이 생체분해에 미치는 영향에 대해 평가해야 한다. 생체분해는 주쇄 내에 가수분해 불안정성 결합을 갖는 중합체를 합성함으로써 달성된다. 이러한 특성을 갖는 가장 통상적인 화학적 관능 그룹은 에스테르, 안하이드라이드, 오르토에스테르 및 아미드이다.
바람직하게는, 의료 장치(50)는 결정성, 반결정성 및 비결정성 특징을 갖는 1종 이상의 생분해성 및/또는 생흡수성 중합체로 만들어진 구조물, 성분 또는 부분을 갖는다. 반결정성의 생흡수성 중합체의 분해 기전은 주로 에스테르 결합 또는 다른 불안정한 결합 또는 가수분해 불안정성 주쇄의 가수분해에 의해서 이루어진다. 이것이 중합체 분해에 대한 가장 보편적인 기전이다. 일반적으로, 분해는 두 개의 단계로 일어난다. 첫 번째 단계에서는 비결정성 상의 가수분해가 일어나고 락트산과 같은 저분자량의 수용성 단편을 형성한다. 비결정성 상에서의 이러한 분 자량의 감소는 결정성 영역이 구조물에 요구되는 강도를 제공하기 때문에 기계적 특성의 감소를 초래하지 않는다. 이어서, 결정성 상의 가수분해가 일어나고 분자량과 기계적 특성의 감손이 일어난다. 이 후, 효소의 공격을 받아 단편들의 대사가 일어나고 중합체 질량 감손이 가속화하게 된다. 그런 다음, 이들 단편은 크렙 주기(Kreb's Cycle)에 들어가고 이산화탄소와 물로서 배출된다. 이 분해 과정은 수 일 내지 수 개월 내지 수 년으로 다를 수 있으며 이는 중합체의 형태에 의존한다. 중합체 분해를 가속화하는 인자들은 친수성 주쇄 및 말단 그룹, 낮은 결정도, 높은 다공성 및 넓은 표면적, 배향의 부재, 물리적 노화의 부재, 낮은 밀도, 가소제 및 수용성 또는 가용성 재료와 같은 첨가제의 존재를 포함한다.
추가로, 폴리락트산(PLA) 및 폴리글리콜산(PGA)과 같은 중합체의 분해는 쇄 분열에 의해 형성된 카복실 말단 그룹에 의해 촉매되고 비결정성 영역들이 우선적으로 분해된다는 사실이 널리 입증되었다[참조: Suming Li, "Hydrolitic Degradation Characteristics of Aliphatic Polyesters Derived from Lactic and Glycolic Acids", J Biomed Mater Res(Appl Biomatter) 48: 342-353 (1999)]. 일반적으로, 에스테르 결합의 분열은 카복실 말단 그룹과 하이드록실 말단 그룹을 생성하며, 형성된 카복실 말단 그룹은 다른 에스테르 결합의 가수분해를 촉매할 수 있다. 이 과정은 통상적으로 자가촉매로 공지되어 있다.
PLA 중합체의 빠른 분해의 한 예는 포스페이트 완충액 중에서의 PLA의 분해로, 약 5주의 분해 시간에서 PLA 재료는 재료의 내부가 각종 점성 올리고머로 구성되어 불균일화된다. 이러한 분해 과정은 "불균일 분해" 또는 "급격한 내부 분해" 로 공지되어 있다.
따라서, 수성 매질 내에서는 물이 중합체 재료 내로 침투하여 에스테르 결합의 가수분해적 분열을 일으키고, 에스테르 결합의 분열은 새로운 카복실 말단 그룹을 형성함으로써 자가촉매를 통해 다른 에스테르 결합의 반응을 가속화한다. 이 과정의 부분으로서 처음에 벌크 내에서 분해가 일어나고 거시적으로 균일해진다. 그러나, 가용성 올리고머가 생성될 때, 기질의 표면 근처의 올리고머는 완전히 분해되기 전에 기질로부터 벗어나는 반면, 기질 내에 포획된 올리고머는 중합체 기질 내의 산도를 기질의 표면에서보다 더 높아지게 한다. 따라서, 자가촉매는 기질의 표면에서보다 벌크(기질 내부) 내에서 더 크고, 중합체의 분해가 계속되면서 기질 내부에 더 많은 카복실 말단 그룹이 형성되어 내부 분해가 가속화된다. 궁극적으로, 이러한 분해 현상에 의해서 재료 내에 공동의 구조물이 형성된다.
상술된 분해 과정은 PLA 및 PGA를 함유한 중합체, 예를 들면, PLA75GA25, PLA85GA15, PLA87 .5, PLA96, 및 PLA100에 대해서 입증되었다.
생흡수성 및/또는 생분해성 중합체는 벌크 및 표면 침식성 재료로 이루어진다. 표면 침식 중합체는 전형적으로 수불안정성 결합을 갖는 소수성이다. 가수분해는 이러한 표면 침식 중합체의 표면에서 신속하게 일어나며 벌크 내로 물이 침투되지 않는 경향이 있다. 그러나, 이러한 표면 침식 중합체의 초기 강도는 낮은 경향이 있고 이러한 표면 침식 중합체는 상업적으로 용이하게 구입할 수 없는 경우가 흔히 있다. 표면 침식 중합체의 예로는 폴리(카복시페녹시 헥산-세박산), 폴리(푸 마르산-세박산), 폴리(카복시페녹시 헥산-세박산), 폴리(이미드-세박산)(50-50), 폴리(이미드-카복시페녹시 헥산)(33-67), 및 폴리오르토에스테르(디케텐 아세탈계 중합체)와 같은 폴리무수물이 있다.
반면, 벌크 침식 중합체는 전형적으로 수불안정성 결합을 갖는 친수성이다. 벌크 침식 중합체의 가수분해는 장치의 중합체 기질 전역에 걸쳐서 보다 균일한 속도로 일어나는 경향이 있다. 벌크 침식 중합체는 우수한 초기 강도를 나타내고 상업적으로 용이하게 구입할 수 있다.
벌크 침식 중합체의 예로는 폴리(락트산), 폴리(글리콜산), 폴리(카프롤락톤), 폴리(p-디옥사논), 폴리(트리메틸렌 카보네이트), 폴리(옥사에스테르), 폴리(옥사아미드), 및 이들의 공중합체 및 배합물과 같은 폴리(α-하이드록시 에스테르)가 있다. 상업적으로 용이하게 구입할 수 있는 일부의 벌크 침식 중합체 및 통상적으로 관련된 이들의 의학적 용도는 폴리(디옥사논)[PDSR 봉합사, 제조원: Ethicon, Inc., Somerville, NJ], 폴리(글리콜라이드)[덱손R 봉합사, 제조원: United States Surgical Corporation, North Haven, CT], 폴리(락타이드)-PLLA[골 수복], 폴리(락타이드/글리콜라이드)[비크릴R(10/90) 및 PanacryR(95/5) 봉합사, 제조원: Ethicon, Inc., Somerville, NJ], 폴리(글리콜라이드/카프롤락톤(75/25)[MonocryR 봉합사, 제조원: Ethicon, Inc., Somerville, NJ], 및 폴리(글리콜라이드/트리메틸렌 카보네이트)[MaxonR 봉합사, 제조원: United States Surgical Corporation, North Haven, CT]를 포함한다.
다른 벌크 침식 중합체는 티로신 유도 폴리 아미노산[예: 폴리(DTH 카보네이트), 폴리(아릴레이트), 및 폴리(이미노-카보네이트)], 인 함유 중합체[예: 폴리(포스포에스테르) 및 폴리(포스파젠)], 폴리(에틸렌 글리콜)[PEG] 기재 블록 공중합체[PEG-PLA, PEG-폴리(프로필렌 글리콜), PEG-폴리(부틸렌 테레프탈레이트)], 폴리(α-말산), 폴리(에스테르 아미드) 및 폴리알카노에이트[예: 폴리(하이드록시부티레이트)(HB) 및 폴리(하이드록시발레레이트)(HV) 공중합체]이다.
물론, 장치는 목적하는 물리적 특성을 달성하고 분해 기전을 조절하기 위하여 표면 및 벌크 침식 중합체의 배합물로부터 제조될 수도 있다. 예를 들면, 목적하는 물리적 특성과 장치 분해 속도를 달성하기 위하여 2종 이상의 중합체를 배합할 수 있다. 달리, 장치는 표면 침식 중합체로 피복된 벌크 침식 중합체로부터 제조될 수도 있다. 약물 전달 장치는 약물을 함유한 표면 침식 중합체로 피복된 벌크 침식 중합체로부터 제조될 수 있다. 예를 들면, 약물 피복물은 높은 약물 부하율을 달성하도록 충분히 두꺼울 수 있고, 벌크 침식 중합체는 모든 약물이 전달되고 표면이 침식된 후에도 장치의 기계적 특성이 유지되도록 충분히 두껍게 제조될 수 있다. 달리, 장치는 중합체 흡수 중에 프로그램화된 약물 방출을 제공하도록 상이한 중합체 및 약물 배합물의 층으로부터 형성될 수도 있다. 따라서, 본 발명의 이러한 양태들에서 약물(99)(이것은 단 1종의 약물을 포함하거나 상이한 약물들의 배합물, 즉 2종 이상의 약물(99)을 포함할 수 있다)은 상이한 중합체 층으로서 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75)와 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재 료(80) 중 어느 하나 또는 둘 다로부터 프로그램화되어 방출된다.
이제 도 1을 참조로, 본 발명은 환자의 체내에 삽입 또는 이식하기 위한 생분해성 및/또는 생흡수성 의료 장치(일반적으로 (50)으로 표시된다)이다. 의료 장치(50)는 의료 이식물과 같은 임의의 형태의 의료 장치로, 이 예에서 의료 장치(50)는 혈관 내에 삽입하기 위한 스텐트(stent)이다. 본 발명에 따르는 의료 장치(50)는 제1 분해 속도로 분해되는 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75)와, 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75) 위에 적층 또는 피복되거나 그와 함께 배합된 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(80)의 복합 구조물을 갖고, 상기 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75)의 제1 분해 속도는 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(80)의 제2 분해 속도보다 더 빠르다.
구체적으로, 의료 장치(50)는 각각 상이한 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75) 및 (80)의 피복물 또는 층 또는 배합물을 포함한 상이한 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75) 및 (80)을 포함하는 복합 구조물로 만들어진다. 각각의 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75) 및 (80)은 상이한 분해 속도를 갖는다. 또한, 의료 장치(50)는 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(80)가 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75)의 분해 속도보다 더 느린 분해 속도를 갖도록 고안된다. 추가로, 아래에 더 상세히 설명하겠지만, 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(80)는 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75) 위에 피복 또는 적층되고, 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75)와 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(80)는 의료 장치가 이의 목적하는 기능적 효과 또는 유효 수명을 달성한 후 가속화된 분해를 통하여 원하는 질량 감손을 달성하도록 선택되고 배열된다. 이러한 가속화된 분해 과정은 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(80) 피복물 또는 층(들)이 분해됨으로써 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75)의 부분이 노출된 후에 일어난다. 이와 같이, 가속화된 분해 과정은 의료 장치(50)가 이의 목적하는 기능 또는 유효 수명을 달성한 후의 시점에서 맞춰 일어난다.
본 발명에 따른 한 양태에서, 의료 장치(50)(도 1 내지 도 5)는 복합 구조물로 제조되며, 여기서 제1 구조물(제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75))은 중합체 코어 또는 중합체 주쇄로서 작용하고 노출시 가수분해를 통해 신속한 분해를 일으킬 수 있는 물리적 특성들을 갖는다. 제1 구조물(75) 위의 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(80) 피복물 또는 층(들)은 제1 구조물(75)의 분해 속도보다 더 느린 분해 속도를 야기하는 물리적 특성들을 갖는다. 한 예는 장치(50)의 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(80)로서 작용하도록 표면 위에 (예를 들면, 두꺼운 층 또는 피복물로서) 폴리-L-(락트산)(PLLA)를 사용하고, 장치(50)의 코어 또는 주쇄로서 작용하도록 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75)로서 폴리(글리콜산)(PGA)을 사용하는 것이다. 이들 재료(75) 및 (80)은 장치(50)의 기능적 효과가 달성되거나 장치(50)가 이의 기능적 목적 또는 유효 수명에 도달될 때까지 장치(50)에 강성을 제공한다(이 예에서는 이를 통해 스텐트(50)가 혈관 지지 개구부를 유지하도록 한다). 따라서, 장치(50)는 이의 기능적 목적이 달성될 때 PLLA 재료(80)가 분해되고 PGA 재료 코어(75)가 노출되며 이것이 다시 PLLA 재료 피복물(80)보다 훨씬 더 빠른 분해 속도로 매우 신속하게 분해되도록 고안된다. PGA의 흡수는 장치를 다공성으로 만들 것이며 표면적을 증가시키고 임의의 잔여 PLLA의 흡수 속도를 가속화할 것이다. 이로 인해 장치(50)가 이의 기능적 목적 또는 유효 수명을 달성한 후 환자의 전신으로부터 장치(50) 전체가 완전히 제거될 수 있다. PLLA 및 PGA의 다른 유도체들은 목적하는 흡수 특성을 달성하기 위하여 다른 중합체들과 함께 사용될 수 있다. (80)을 위한 다른 재료의 예로는 PLLA보다 흡수 시간이 더 짧은 DLPLA; PLA/PGA 공중합체(95/5; 85/15); PLA-PCL 공중합체가 있다. 따라서, 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(80)를 위한 적합한 예로는 폴리락타이드계 중합체, 폴리글리콜라이드계 중합체, 폴리(α-하이드록시 에스테르, 예를 들면, 폴리(락트산), 폴리(글리콜산), 폴리(카프롤락톤), 폴리(p-디옥사논), 폴리(트리메틸렌 카보네이트), 폴리(옥사에스테르), 폴리(옥사아미드), 폴리(락타이드)-PLLA, 폴리(락타이드/글리콜라이드), 폴리(글리콜라이드/카프롤락톤)(75/25), 폴리(글리콜라이드/트리메틸렌 카보네이트), 티로신 유도 폴리 아미노산, 폴리(DTH 카보네이트), 폴리(아릴레이트), 폴리(이미노-카보네이트), 인 함유 중합체, 폴리(포스포에스테르) 및 폴리(포스파젠), 폴리(에틸렌 글리콜)계 블록 공중합체, PEG-PLA, PEG-폴리(프로필렌 글리콜), PEG-폴리(부틸렌 테레프탈레이트), 폴리(α-말산), 폴리(에스테르 아미드), 폴리알카노에이트, 폴리(하이드록시부티레이트)(HB), 폴리(하이드록시발레레이트)(HV) 공중합체, PLLA보다 흡수 시간이 더 짧은 DLPLA; PLA/PGA 공중합체(95/5; 85/15); PLA-PCL 공중합체, 및 이들의 공중합체 및 배합물이 있다.
(75)에 대한 다른 재료의 예로는 PGA보다 흡수 시간이 더 긴 PGA/PLA(90/10); PGA/PCL(75/25; 50/50; 65/35); 폴리(p-디옥사논) 및 이들의 유도체가 있다. (75)를 위한 다른 예로는 용해되어 (80)의 보다 빠른 흡수를 위한 높은 표면적을 제공하는 폴리(에틸렌 글리콜); 시트레이트 에스테르 및 다른 수용성 재료가 있다. 따라서, 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75)를 위한 적합한 예로는 폴리(글리콜산)(PGA), 폴리(α-하이드록시 에스테르), 폴리(카복시페녹시 헥산-세박산), 폴리(푸마르산-세박산), 폴리(카복시페녹시 헥산-세박산), 폴리(이미드-세박산)(50-50), 폴리(이미드-카복시페녹시 헥산)(33-67), 티로신 유도 폴리 아미노산, 폴리오르토에스테르(디케텐 아세탈계 중합체), 인 함유 중합체, 용해되어 보다 빠른 흡수를 위한 높은 표면적을 제공하는 폴리(에틸렌 글리콜); 시트레이트 에스테르 및 다른 수용성 재료, 및 이들의 공중합체 및 배합물이 있다.
의료 장치(50)는 특정한 형상에 제한되지는 않으나, 본 발명의 특정 양태에서 의료 장치(50)는 실질적으로 원통형의 형상을 갖고 이의 세로축을 따라 실질적으로 속이 비어 있으며 이의 원통 형상의 각 말단에서 열린 형태로 끝난다. 따라서, 상술된 본 발명의 의료 장치(50)의 형상은 협착증, 동맥경화증, 취약성 경화반, 또는 허혈성 심장 질환과 같은 심혈관 질환의 치료를 위해 혈관 내에 삽입되는 스텐트, 또는 혈류를 조절하기 위한 심장 판막과 같은 판막으로서 가장 적합하다.
의료 장치(50)는 하나 이상의 층 또는 피복물 또는 배합물의 형태일 수 있는 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75)로 만들어진 후프, 루프, 유연성 고리 또는 다리 또는 연장부(도시하지 않음)를 임의로 포함하는 구조물(70)을 갖는다. 또한, 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75)는 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재 료(80)로 피복된 코어로, 다시 말해 제2 재료(80)는 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(80)를 위한 초기 보호 피복물로서 작용한다(각각의 재료(75) 및 (80)의 분해 속도의 급격한 차이를 기초로 한다).
제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75)는 스텐트(50)의 후프, 루프, 유연성 고리 또는 다리 또는 연장부와 같은 장치(50)의 구조적 성분(70) 또는 목적하는 의료 장치(50)의 하우징, 플랩 또는 다른 성분(70)을 위한 기본 재료로서 사용된다. 피복물(80)로서 사용되는 경우, 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(80)는 스텐트(50)의 후프, 루프, 유연성 고리 또는 다리 또는 연장부 또는 목적하는 의료 장치(50)의 다른 성분과 같은 장치 또는 스텐트(50)의 구조적 성분(75) 위에 피복되어 그를 초기에 보호하기 위한 피복 재료(80)로서 사용된다.
예로서, 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75)는 폴리(알파-하이드록시산) 그룹에 속하는 임의의 폴리에스테르와 같은 벌크 침식성 중합체(단중합체, 공중합체, 또는 중합체의 배합물)이다. 이것은 폴리(락트산), 폴리(글리콜산), 폴리(카프롤락톤), 폴리(p-디옥사논) 및 폴리(트리메틸렌 카보네이트), 및 이들의 공중합체 및 배합물을 포함한다. 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75)로서 유용한 다른 중합체는 아미노산 유래 중합체[예: 폴리(이미노카보네이트)], 인 함유 중합체[예: 폴리(포스파젠, 폴리(포스포에스테르)] 및 폴리(에스테르 아미드)를 포함한다.
제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75)의 가수분해 속도는 벌크 침식성 중합체를 제조하는 데 사용된 단량체의 종류에 따라서 달라진다. 예를 들면, 흡수 시간(분해가 완료되거나 충분히 분해되는 데 걸리는 시간)은 다음과 같이 추정된다: 폴리(카프롤락톤), 폴리(트리메틸렌 카보네이트) 및 폴리(l-락트산)은 약 2 내지 4년 걸리고, 폴리(디옥사논)은 약 7개월 걸리며, 폴리(글리콜산)은 약 3 내지 6개월 걸린다. 바람직하게, 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75)에 대한 분해 속도는 1일 내지 3개월이다.
폴리(락트산-코-글리콜산), 폴리(글리콜산-코-카프롤락톤), 및 폴리(글리콜산-코-트리메틸렌 카보네이트)와 같은 단량체로부터 제조된 공중합체의 흡수 속도는 단량체의 몰량에 따라서 달라진다. 가수분해에 의해 중합체의 분해가 일어나며, 부산물은 전형적으로 중합체의 제조에 사용되는 단량체와 같은 수용성 단편[예를 들면, 폴리(락트산)으로부터 락트산, 폴리(글리콜산)으로부터 글리콜산]으로, 이 후에 이것은 효소의 공격을 받아 대사되어 크렙 주기로 진입하고 이산화탄소와 물로서 방출된다.
본 발명에 따르면, 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(80)는 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75)보다 훨씬 더 느린 가수분해 속도(분해 속도)를 갖는다. 예컨대, 상기 설명된 가수분해 속도를 기준으로 피복물(80)에 적합한 재료는 PLLA이고 장치(50)의 코어(75)에 적합한 재료는 PGA이다. 예컨대, 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(80)에 대한 분해 속도는 바람직하게는 3개월 내지 48개월이다.
도 3은 도 1에 도시된 의료 장치(50)의 다른 양태를 보여주는 것으로, 장치(50)는 장치의 하나 이상의 부분에 혼입된 약물(99), 예를 들면, 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(80)의 외부 피복층(들) 또는 중합체 코어 또는 주쇄 재 료(75)(의료 장치(50)의 구조물의 기본인 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75)) 안에 혼입된 약물(99) 또는 각각 재료(75) 및 (80) 둘 모두에 혼입된 약물(99)을 추가로 포함한다.
따라서, 의료 장치(50)가 스텐트인 예에서, 도 3에 도시된 장치(50)는 약물(99)이 예정된 약물 방출 프로필에 따라 스텐트(50)로부터 방출되는 약물 용출성 스텐트이다. 또한, 외부 재료(80)와 내부 코어(75)의 분해 또는 가수분해 속도는 목적하는 약물 방출 프로필과 일치하도록 맞춰진다. 스텐트(50)가 목적하는 약물 방출 프로필을 달성한 후, 다시 말하면 이식된 혈관벽 내로 이의 약물(99)을 전달하는 기능적 목적을 달성한 후, 가속화된 분해상을 포함한 스텐트(50) 자체의 목적하는 또는 예정된 질량 감손 곡선에 의한 분해 인자들에 기초하여, 약물 전달계로서 스텐트(50)와 함께 사용되는 대표적인 약물(99)을 아래에 더 상세히 설명할 것이다. 덧붙여, 본 발명의 의료 장치(50)에는 1종 이상의 약물(99)이 사용될 수 있다.
도 4는 본 발명에 따른 도 1의 의료 장치(50)의 다른 양태로, 장치(50)는 재료(80) 및/또는 재료(75)가 분해될 때 방출되는 분해 첨가제, 완충제, 방사선 불투과제 등과 같은 첨가제(95)를 포함한다. 덧붙여, 본 발명의 의료 장치(50)에는 1종 이상의 첨가제(95)가 사용될 수 있다. 프로테이나제 K와 같은 고반응성 효소가 본 발명의 의료 장치(50)와 함께 사용하기 위한 분해 첨가제(95)로서 특히 유용하다.
도 5는 본 발명에 따른 도 1의 의료 장치(50)의 다른 양태로, 장치(50)는 재 료(80) 및/또는 재료(75)가 분해될 때 방출되는 분해 첨가제, 완충제, 방사선 불투과제 등과 같은 첨가제(95)와 약물(99)을 모두 포함한다. 덧붙여, 본 발명의 의료 장치(50)에는 1종 이상의 약물(99)을 1종 이상의 첨가제(95)와 함께 사용할 수 있다.
추가로, 도 6 및 도 7에 가장 잘 나타난 바와 같이, 본 발명은 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(80)로 만들어진 신규하고 유용한 의료 장치(50)에 관한 것으로, 상기 재료(80)는 장치(50)의 주요 구조물(70)일 수 있고 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(80)의 하나 이상의 피복물 또는 배합물 또는 층의 형태를 가질 수도 있다. 주요 구조물(70)을 위한 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(80)로서 특히 유용하다고 밝혀진 중합체의 한 예는 PLLA이다. 추가로, 장치(50)는 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75) 내에 캡슐화된 분해 첨가제(95)도 포함하며, 이 첨가제는 방출시(캡슐화 재료(75)의 가수분해시) 중합체 주쇄 재료(80)를 우선적으로 분열시킬 것이다. 주요 구조물(70)을 위한 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75)로서 특히 유용하다고 밝혀진 중합체의 한 예는 PGA이다. 분해 첨가제(95)의 예로는 선택된 효소, 높은 pH 재료 등이 있다. 분해 첨가제(95)로서 특히 유용한 효소 중 하나는 PGA 내에 캡슐화된 프로테이나제 K이다.
생흡수성 재료의 분해를 위해 사용될 수 있는 여러 가지의 효소가 존재한다. 중합체의 효소 분해는 효소의 특이성에 의존한다. 효소를 사용하는 시험관내 분해 연구는 일반적으로 아자이드나트륨의 존재하에서 37℃ 및 pH 약 6 내지 8.6의 완충액(포스페이트 또는 Tris/HCl) 중에 수행된다. PLLA의 효소 분해에 사용되는 제1 효소로는 프로테이나제-K, 브로멜라인 및 프로나제가 있다. 효소는 아미드와 에스테르 결합을 가수분해한다. 프로테이나제-K는 매우 효과적이며 PLLA 및 공중합체의 분해를 연구하는 데 사용되고 있다. 이것은 유일한 탄화수소 및 질소 공급원으로서 천연 케라틴 위에 성장하는 진균인 트리티라키움 알붐(Tritirachium album)에 의해 생산되는 세린 프로테아제이다. 이 효소는 D-락틸 단위보다 L-락틸 단위를 우선적으로 분해할 것이며 폴리(D-락타이드)는 분해될 수 없다. 효소는 D-D 결합에 대립적으로 L-K, L-D 및 D-L 결합을 분해한다. 분해는 반결정성 PLLA의 비결정성 영역 내에서 우선적으로 일어난다. 이것은 PLLA 및 PCL의 결정성 영역을 분해하지 못한다. 이는 프로테이나제-K의 활성 부위가 단일 결정의 쇄 접힘 표면보다는 결정 주변부의 무질서한 쇄 밀집 영역에서 우선적으로 가수분해하기 때문이다. 물의 흡수는 중합체의 팽창을 유도할 것이며 효소 공격을 용이하게 할 것이다.
PCL의 효소 분해는 리파제 형태의 효소의 존재하에 연구되고 있다. 이들 효소는 소수성 표면 위의 에스테르 결합을 분열시킬 수 있다. 3종의 리파제, 즉 알. 델레머(R. delemer) 리파제, 리조퍼스 아리주스(Rhizopus arrhizus) 리파제 및 슈도모나제(Pseudomonase) 리파제는 PCL의 분해를 현저하게 가속화한다. 고도의 결정성 PCL은 총 4일 내에 분해되고, 따라서 이들 효소는 중합체의 비결정성 및 결정성 상을 분해시킬 수 있다. 이들 효소는 PLLA을 분해시키지 못한다.
아미콜라톱시스(Amycolatopsis) 종의 균주 HT-32가 성공적으로 단리되고 PLLA의 분해를 입증하는 데 사용되었다. PLLA을 분해하는 미생물로서 4종의 방선균과 4종의 세균이 추가로 단리되었다. 하나의 방선균은 형태학적 관찰과 16s RNA 의 분석을 기초로 아미콜라톱시스 종(균주 41)으로서 단리되었다. PLLA를 분해하는 방선균의 단리는 분류학적으로 아미콜라톱시스 균주와 유사하다. 아미콜라톱시스 균주는 PLLA를 분해할 수 있다. 아미콜라톱시스 종에 속하는 25개의 참조 균주에서 15개는 PLLA로 유화된 한천 플레이트 위에 투명한 대역을 형성할 수 있다. 따라서, 아미콜라톱시스는 PLLA의 생체분해에서 중요한 역할을 수행한다. 최대의 활성을 위한 pH 6.0 및 온도 37 내지 45℃의 최적 조건하에서 아미콜랍토시스 종(균주 41)으로부터 약 40 내지 42kDa의 추정 분자량을 갖는 효소가 생성될 수 있다. 이 효소는 폴리(ε-카프롤락톤) 및 폴리(β-하이드로부티레이트)가 아닌 PLLA를 우선적으로 분해할 것이다.
폴리(하이드록시부티레이트)[PHB] 및 이의 공중합체는 슈도모나스 레모이그니(Pseudomonas lemoignei), 알칼리게네스 패칼리스(Alcaligenes faecalis), 코마모나스 테스토스테로니(Comamonas testosteroni), 슈도모나스 스투체리(Pseudomonas stutzeri), 슈도모나스 피켓티(Pseudomonas pickettii) 및 코마모나스 엑시도보란스(Comamonas acidovorans)와 같은 다양한 환경으로부터 단리되는 세포외 PHB 분해 효소에 의해 효소 분해될 수 있다. 이들 효소는 결정성 구조물의 쇄 접힘 표면보다는 결정 주변부의 무질서한 쇄 밀집 영역에서 우선적으로 공격한다.
따라서, 효소 또는 분해 첨가제의 선택은 단시간 내에 분해시키는 데 필요한 재료를 기준으로 한다.
중합체 재료(75)의 분해 속도가 중합체 재료(80)의 분해 속도보다 더 빠르기 때문에, 캡슐 재료(75)가 충분히 분해되자마자 분해 첨가제(95)가 방출되고 중합체 코어 재료(80)에 작용함으로써 중합체 코어 재료(80)의 분해 속도를 증가시켜서 장치(50)의 목적하는 질량 감손을 달성한다.
다시, 이 양태에 대해서도 본 발명에 따른 첨가제(95)는 캡슐 재료(75)의 분해시 방출되는 분해 첨가제, 완충제, 방사선 불투과제 등일 수 있다. 또한, 본 발명의 의료 장치(50)에는 1종 이상의 첨가제(95)가 사용될 수 있다. 프로테이나제 K와 같은 고반응성 효소가 본 발명의 의료 장치(50)와 함께 사용하기 위한 분해 첨가제(95)로서 특히 유용하다.
추가로, 각각 도 8 및 9에 나타난 바와 같이, 약물(99)은 장치(50)의 하나 이상의 부분에 혼입되는데, 예를 들면, 약물(99)은 (도 8에 도시된 바와 같은 의료 장치(50)의 구조물, 성분 또는 부분의 기재인) 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(80)에 직접 혼입되거나, 도 9에 도시된 바와 같이 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75) 내에 분해 첨가제(95)와 함께 캡슐화된다. 또한, 약물(99)은 재료(75) 및 (80) 둘 모두에 혼입될 수도 있다.
이와 같이, 의료 장치(50)가 스텐트인 예에서, 도 8 및 도 9에 예시된 장치(50)는 약물(99)이 예정된 약물 방출 프로필에 따라 스텐트(50)로부터 방출되는 약물 용출성 스텐트이다. 또한, 캡슐 중합체 재료(75) 및 궁극적으로 주요 구조물 중합체 재료(80)의 분해 또는 가수분해 속도는 목적하는 약물 방출 프로필과 일치하도록 맞춰진다. 스텐트(50)가 목적하는 약물 방출 프로필을 달성한 후, 다시 말하면 이식된 혈관벽 내로 이의 약물(99)을 전달하는 기능적 목적을 달성한 후, 가 속화된 분해상을 포함한 스텐트(50) 자체의 목적하는 또는 예정된 질량 감손 곡선에 의한 분해 인자들에 기초하여, 약물 전달계로서 스텐트(50)와 함께 사용되는 대표적인 약물(99)을 아래에 더 상세히 설명할 것이다. 덧붙여, 본 발명의 의료 장치(50)에는 1종 이상의 약물(99)이 사용될 수 있다.
따라서, 도 6 내지 도 9에 도시된 의료 장치의 양태에 대하여, 스텐트 구조물을 위한 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(80)는 캡슐 재료로 사용되는 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75)보다 훨씬 더 느린 가수분해 속도(분해 속도)를 갖는다. 예를 들면, 상술된 가수분해 속도를 기준으로, 장치(50)의 주요 구조물(80)에 적합한 재료는 PLLA이고 캡슐 재료(75)에 적합한 재료는 PGA이다. 따라서, 캡슐 재료(75)의 PGA는 훨씬 더 빠른 속도로 분해됨으로써 프로테이나제 K와 같은 분해 첨가제(95) (및 1종 이상의 약물(99) 및 완충제 또는 방사선 불투과제와 같은 다른 바람직한 첨가제(95))를 방출할 것이며 이것이 PLLA 구조물 재료(80)와 효소 반응하여 장치(50)의 가수분해를 가속화할 것이다.
분해 첨가제(95) 또는 다른 첨가제(예: 완충제 또는 방사선 불투과제)의 캡슐은 장치(50)의 물리적 특성에 악영향을 주지 않는 미세입자 또는 나노입자의 형태일 수 있다.
염기성 무기 충전제와 같은 다른 종류의 완충제(95)가 본 발명에 따른 장치(50)의 모든 양태에서 사용될 수 있다. 완충제로서 사용하기 위한 이러한 염기성 화합물의 몇몇 예로는 칼슘 하이드록시아파타이트, 탄화 아파타이트, 삼칼슘인산, 탄산칼슘, 중탄산나트륨, 인산칼슘, 탄화 인산칼슘, 및 수산화마그네슘이 있 다. 또한, 산/염기 적정 화합물(아민 단량체) 및 락테이트 디하이드로게나제(이것은 락테이트를 해당 과정의 최종 산물이면서 시트르산 주기의 출발 성분인 피루베이트로 전환시킬 것이다)도 완충제(95)로서 사용될 수 있다.
무기 충전제(95)는 중합체(75, 80)의 흡수 과정에서 형성되는 산과 반응하여 그를 중화시킬 것이다. 이들은 이처럼 완충제로서 거동하며 인접 환경 중의 산 성분을 방해하여 약 5 내지 약 7의 pH, 더욱 바람직하게는 약 6 내지 약 7.4의 pH로 유지되게 한다. 무기 충전제 또는 완충제(95)의 총량은 흡수 과정에서 생성되는 산의 총량을 중화시키기에 충분해야 한다. 예를 들면, 락트산 2몰과 반응하는 데에 탄산칼슘 1몰이 필요하다(반응식 1 참조).
CaCO3(고체) + 2CH3CH(OH)-COOH(수성) →
Ca2 +(aq) + H2O + CO2(aq) + 2CH3CH(OH)-COO-(aq)
의료 장치(50)의 생체재료 구조물, 재료 또는 피복물 또는 배합물(75) 및 (80)의 제조 방법을 아래에 더 상세히 설명하겠다. 이 방법은 분해 첨가제(95)(또는 완충제 또는 방사선 불투과제와 같은 다른 첨가제)와 치료제 또는 약물(99)과의 배합에도 사용될 수 있는 데, 일부 양태에서 장치(50)의 중합체 재료와 함께 혼합하거나 분해 첨가제(95) 및 임의로 약물(99)을 캡슐화하기 위한 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75)와 함께 혼합할 수 있다.
적합한 분해 첨가제(95)의 종류는 의료 장치(50)의 생체재료 구조물, 재료 또는 피복물 또는 배합물(75) 및 (80)의 분해를 조절하기 위하여 장치(50)의 주변 환경의 pH를 안정시키는 데 사용되는 생체활성의 유리, 세라믹 및 인산칼슘와 같은 완충제를 포함한다[참조: K. Rezwan 외, "Biodegradable and Bioactive Porous Polymer/Inorganic Composite Scaffolds for Bone Tissue Engineering", Biomaterials 27(2006) 3413-3431]. 일반적으로, 본 발명에 따르는 의료 장치(50)에 유용한 생체활성 유리의 기본 성분들은 SiO2, Na2O, CaO 및 P2O5이다. 분해 첨가제(95)로서 유용한 생체활성 유리의 특정한 한 종류는 중량 백분율로서 45% SiO2, 24.5% Na2O, 24.4% CaO 및 6% P2O5을 함유한 생체활성 유리 45S5 바이오글라스R(플로리다 대학)이다.
의료 장치(50)의 분해를 조절하기 위하여 장치(50)의 지지체 재료의 부분으로서 생체활성 유리를 사용하는 것은 일련의 화학적 특성들은 물론 장치(50)의 분해시 생체재흡수의 속도를 조절하기 위함이다. 따라서, 본 발명에 사용되는 생체활성 유리(예: 졸-겔 유래 유리)의 구조 및 화학은 조성, 열적 특성 또는 환경적 처리 이력과 같은 인자들을 변화시킴으로써 분자 수준에서 맞춤화될 수 있다.
추가로, 본 발명에 따르는 의료 장치(50)의 분해는 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75) 및 (80)에 생체활성 상을 첨가시킴을 통해서도 달성된다. 재료(75) 및 (80)에 사용되는 중합체에 생체활성 상이 첨가되면 수중의 양성자가 유리 또는 세라믹 중의 알칼리로 신속하게 교환됨으로써 중합체의 분해 거동이 바뀐다. 이 기전은 중합체 표면에 pH 완충 효과를 제공함으로써 산성 중합체의 분해를 조절하 기 위해 제안된다. 의료 장치(50)에 포함된 생체활성 유리는 소수성 중합체 기질의 친수도와 흡수도를 증가시켜서 장치(50)의 분해 운동을 변화시킴으로써 임의의 복합 지지체를 포함한 장치(50) 자체의 표면 및 벌크 특성을 조절할 수 있다. 특히, 45S5 바이오글라스R 입자가 포함되면 PDLLA 및 PLGA와 같은 순수한 중합체 포움에 비해 흡수도가 증가될 수 있다. 또한, 히알우론산(HA) 입자로 충전된 중합체 복합물은 지지체의 계면 영역에 침투된 물로 인해서 균등하게 가수분해된다고 공지되어 있다.
37℃의 포스페이트 완충 염수 중에서 수행한 시험관내 연구는 바이오글라스(BIOGLASS)®와 같은 생체활성 유리를 첨가하면 순수한 중합체 포움에 비해 흡수도 및 중량 감손이 증가된다는 사실을 보여준다(참조: Rezwan 외).
다른 종류의 분해 첨가제(95)도 본 발명의 의료 장치(50)에서 중요하다. 예를 들면, 산성 화합물 또는 염기성 화합물이 장치(50)의 중합체 기질에 혼입될 수 있다. 산성 화합물의 혼입은 장치(50)에 사용된 중합체의 분해를 가속화할 수 있다. 반면, 염기성 화합물의 혼입은 두 가지의 효과, 즉 염기 촉매와 카복실 말단 그룹의 중화를 동시에 달성할 수 있다. 이들 효과의 상대적 중요성에 따라서 장치(50)의 분해가 가속화되는지 또는 완화되는지가 결정된다.
예를 들면, 골 조직의 재생을 촉진시키기 위해서 중합체 이식물의 분해를 완화시키고자 PLA와 산호 배합물 기질로 이루어진 의료 이식물에 산호(탄산칼슘의 과립 함유)의 무기 화합물과 같은 완충제(95)가 최초로 사용되었다. 또한, 다량의 산호 과립은 외부 매질과 중합체 배합물의 내부 사이의 이온 교환을 촉진시키는 계면을 만들어내고 여기서 카복실 말단 그룹이 중화되고 자가 촉매 효과가 소멸됨으로써 균등하게 분해되는 배합물이 생성된다는 사실이 입증되었다.
중합체의 분해를 완화시킨다고 알려진, 본 발명에 따르는 의료 장치(50)의 완충제(95)로서 유용한 또 다른 화합물은 카페인이다. 카페인으로 고도 부하된 중합체 장치는 카복실 말단 그룹의 중화로 인해 분해가 감소되는 반면, 카페인이 없는 중합체 이식물은 자가촉매로 인해 가속화된 분해를 나타낸다.
상술된 것과 같은 염기성 화합물의 존재하에서의 PLA 및 PGA 중합체와 같은 중합체의 분해는 염기 촉매, 카복실 말단 그룹의 중화, 다공성, 장치 치수, 혼입된 화합물의 부하량 및 형태와 같은 인자들에 의존한다.
중합체 이식물의 분해에 영향을 미치는 다른 인자로는 분자량(MW)이 있다. 중합체의 MW가 높을수록 카복실 말단 그룹의 농도가 낮아지므로 분해가 느려진다(초기 단계에서). 그러나 중합체 기질 중에 환식 또는 비환식 단량체 및 올리고머가 존재하면 중합체 이식물의 분해가 빨라질 수 있다.
추가로, 중합체 이식물(50)의 크기와 모양도 중요하다. 예를 들면, 미세입자, 슬림 화이버 또는 박막으로 이루어진 매우 작은 중합체 장치는 올리고머의 확산과 카복실 말단 그룹의 중화가 용이하기 때문에 자가촉매 분해가 감소되므로 크기가 큰 중합체 이식물보다 더 느리게 분해된다.
의료 장치의 멸균과 같은 감마선 조사도 중합체 의료 장치 이식물의 분해에 영향을 미친다. 예를 들면, 덱손(Dexon)®(Davis & Geck) 및 비크릴(Vicryl) ®(Ethicon, Inc.) 섬유의 감마선 조사는 분해 매질의 초기 pH 강하와 인장 강도의 빠른 손실을 야기한다.
당업자들은 본 발명의 복합물에서 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(80)에 대한 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75)의 상대적 양과 분해 첨가제(95) 및/또는 약물(99)의 상대적 양은 여러 가지 중에서도 특히 요구되는 강도의 수준, 강성 및 다른 물리적 및 열적 특성, 흡수 및 재흡수 속도, 고정 및 경화 속도, 전달 성능 등을 포함한 여러 인자들에 따라 달라진다는 것을 이해할 것이다. 본 발명의 복합물들의 목적하는 특성과 이들의 요구 수준은 의료 장치(50) 및/또는 분해 첨가제(95)(및/또는 완충제 및/또는 방사선 불투과제 및/또는 약물(99))를 필요로 하는 신체 구조물의 면적 또는 해부학적 구조에 따라 달라질 것이다.
도 10은 이식 가능한 생분해성 및/또는 생흡수성 의료 장치에 대하여 물리적 구조물의 분해의 여러 가지 전이상들을 시간 함수로서 나타낸 개략적 그래프로, 공지된 생흡수성 의료 이식물에 대한 현재의 질량 감손 곡선과, 본 발명의 이식 가능한 생분해성 및/또는 생흡수성 의료 장치(50)에 대한 바람직한 질량 감손 곡선도 비교하였다.
도 10에서 보는 바와 같이, 중합체 분해 과정에서 나타나는 이식된 생분해성 및/또는 생흡수성 장치의 여러 가지 상들은 중합체 장치가 상이한 특징 및/또는 특성들을 나타내는 물리적 상태들이다. 추가로, 주어진 생흡수성 이식 장치(예: 도 10에 예시된 스텐트)에 대한 기능적 양상은 장치가 "뻣뻣"하거나 딱딱한 상태(100)(상 Ⅰ)로부터 "유연"한 상태(200)(상 Ⅱ)로 전이된 후 "해면" 형태 또는 높은 흡수성 상태(300)(상 Ⅲ)로 전이되어, 이때 물리적 특성의 보유력을 소실하고 단편 상태(400)(상 Ⅳ)로 전이됨으로써 장치가 신체에 흡수되는 단편들로 가수분해되는 상 전이에 제한된다. 공지된 중합체 의료 장치 이식물에 대한 이러한 과정을 A로 표기된 "현재의 질량 감손" 곡선으로 개략적으로 나타내었다. 이러한 환경하에서 종래 기술의 중합체 장치는 체내에서 불필요하거나 바람직하지 않은 경우에라도 완전히 흡수될 때까지 체내에 남아있다. 이것은 그 부위에서의 재조정이 필요한 경우 그를 방해하고 환자에게 사용할 수 있는 치료 선택지를 제한할 것이다. 또한 이식물에 관련한 조직에 추가의 염증 영향을 일으킬 수도 있다. 이것은 본 발명(의료 장치(50))의 가속화된 분해 과정 또는 바람직한 질량 곡선(B로 표기)에 의해서 해결된다.
따라서, 본 발명에 따르는 의료 장치(50)의 분해 프로필은 "바람직한 질량 감손" 곡선 B를 따른다. 이렇게 하여 의료 장치(50)는 종래 기술의 중합체 장치(곡선 B)보다 더 빨리(더 짧은 시간 내에) 신체로부터 방출된다.
이러한 양태에서 사용되는 의료 장치(50)의 한 예는 도 10에 예시된 바람직한 질량 감손 곡선 B에 따라 스텐트(도 3, 5, 8 및 9)의 중합체 재료로부터 방출되는 약물(99)을 사용한 스텐트이다. 약물(99)을 사용하는 모든 양태를 위한 상기 예에서, 약물(99)은 라파마이신이다. 라파마이신은 미국 특허 제3,929,992호에 기재된 스트렙토마이스 하이그로스코피쿠스(Streptomyces hygroscopicus)에 의해 생성되는 거대 고리 트리엔 항생제이다. 라파마이신은 특히 생체내에서 혈관 평활근 세포의 증식을 억제하는 것으로 밝혀졌다. 따라서, 라파마이신은 특히 포유동물의 생물학적 또는 기계적으로 매개된 혈관 손상 후, 또는 이러한 혈관 손상의 소인을 만드는 환경하에서 내막 평활근 세포 과형성, 재협착, 및 혈관 폐색을 치료하는 데 사용될 수 있다. 라파마이신은 평활근 세포 증식을 억제하는 역할을 하며 혈관벽의 재포화를 방해하지 않는다.
라파마이신은 혈관 형성술로 유도된 손상 중에 방출되는 미토겐 신호에 반응하여 평활근 증식을 길항함으로써 혈관 과형성을 감소시킨다. 세포 주기의 후기 G1 단계에서 성장 인자와 사이토킨에 의해 매개되는 평활근 증식의 억제가 라파마이신 작용의 우세한 기전인 것으로 믿어진다. 그러나, 라파마이신은 전신 투여시 T-세포의 증식과 분화도 막는다고 공지되어 있다. 이것은 이의 면역억제 활성 및 이의 이식편 거부 예방 효능의 기초가 된다.
본 명세서에서 라파마이신은, FKBP12 및 다른 이뮤노필린(immunophilins)에 결합하고 TOR의 억제와 같은 라파마이신과 동일한 약물학적 특성을 갖는 라파마이신 및 모든 동족체, 유도체 및 공액체를 포함한다.
라파마이신의 항증식 효과는 전신 사용을 통해서도 달성될 수 있으나, 화합물의 국소 전달을 통해서 우수한 결과를 얻을 수 있다. 본질적으로 라파마이신은 화합물에 근접해 있는 조직에 작용하고 전달 장치로부터의 거리가 멀어질수록 효과가 감소한다. 이러한 효과의 이점을 얻기 위해서는 라파마이신을 세포 내강벽에 직접 접촉시켜야 할 것이다. 따라서, 바람직한 양태에서 라파마이신은 스텐트의 표면 또는 이의 부분들 위에 혼입된다. 본질적으로 라파마이신은 도 3, 5, 8 및 9에 가장 잘 도시되고 앞서 설명된 바와 같은 스텐트(50) 내에 혼입되며 스텐트(50) 를 치료하고자 하는 혈관의 세포 내강벽과 접촉시키는 것이 바람직하다.
라파마이신은 여러 가지 방법으로 스텐트(50)에 혼입 또는 고정될 수 있다. 대표적 양태에서 라파마이신은 상술된 바와 같은 중합체 재료(75) 및/또는 (80)의 중합체 기질에 직접 혼입된다. 라파마이신은 시간이 경과함에 따라 중합체 기질로부터 용출되어 주변 조직으로 유입된다. 라파마이신은 바람직하게는 적어도 1일 내지 대략 6개월, 더욱 바람직하게는 7일 내지 60일 동안 스텐트 위에 잔류한다. 따라서 상기 기간은 본 발명의 이러한 양태에서 스텐트(50)에 대한 기능적 목적 또는 유효 수명을 지정한다.
라파마이신은 다수의 기전을 통해 평활근 세포 증식을 억제하는 기능을 한다. 또한, 라파마이신은 혈관 손상에 의해 유발된 다른 영향, 예를 들면, 염증을 감소시킨다. 라파마이신의 작용 기전 및 각종 기능을 아래에 상세히 설명하겠다. 본 명세서 전반에 걸쳐 사용되는 라파마이신은, 후술하는 바와 같이 FKBP12에 결합하고 라파마이신과 동일한 약물학적 특성을 갖는 라파마이신, 라파마이신 동족체, 유도체 및 동종체를 포함한다.
라파마이신은 혈관 형성술 중에 방출된 미토겐 신호에 반응하여 평활근 증식을 길항함으로써 혈관 과형성을 감소시킨다. 세포 주기의 후기 G1 단계에서 성장 인자와 사이토킨에 의해 매개되는 평활근 증식의 억제가 라파마이신 작용의 우세한 기전인 것으로 믿어진다. 그러나, 라파마이신은 전신 투여시 T-세포의 증식과 분화도 막는다고 공지되어 있다. 이것은 이의 면역억제 활성 및 이의 이식편 거부 예방 효능의 기초가 된다.
신생내막 과형성의 크기와 지속기를 감소시키는 공지된 항증식제인 라파마이신의 작용을 일으키는 분자 모델이 여전히 연구 중이다. 그러나, 라파마이신은 세포에 침입하여 FKBP12라 불리우는 고친화성 시토졸 단백질에 결합한다고 공지되어 있다. 라파마이신과 FKPB12의 착물은 "포유동물의 라파마이신 표적" 또는 TOR로 불리우는 포스포이노시타이드(PI)-3 키나제에 결합하여 그를 억제한다. TOR은 평활근 세포와 T 림프구 내의 미토겐 성장 인자 및 사이토킨과 관련한 하부 신호전달 과정을 중재하는 데 중요한 역할을 하는 단백질 키나제이다. 이들 과정은 p27의 인산화, p70 s6 키나제의 인산화, 및 단백질 번역의 중요한 조절자인 4BP-1의 인산화를 포함한다.
라파마이신은 신생내막 과형성을 억제함으로써 재협착을 감소시킨다고 공지되어 있다. 그러나, 라파마이신은 재협착의 다른 주요 요소, 즉 네거티브 리모델링(negative remodeling)도 억제할 수 있다는 증거가 있다. 리모델링은 이의 기전이 분명하게 이해되지 않고 있는 프로세스이나, 일반적으로 대략 3 내지 6개월에 걸쳐서 사람의 외부 탄력 섬유판을 수축시키고 내강 면적을 감소시키게 된다.
네거티브 또는 수축 혈관 리모델링은 혈관 조영술에 의해 프로세스를 차단하기 위한 스텐트가 존재하지 않는 병변 부위에서의 협착 직경 백분율로 정량화될 수 있다. 병변내 후기 내강 손실이 없어졌다면 네거티브 리모델링이 억제된 것으로 추론할 수 있다. 리모델링의 정도를 측정하는 다른 방법은 혈관내 초음파(IVUS)를 사용하여 병변내 외부 탄력 섬유판의 면적을 측정하는 것을 포함한다. 혈관내 초음파는 외부 탄력 섬유판과 혈관 내강을 영상화할 수 있는 기술이다. 수술후 시점 으로부터 4개월 및 12개월의 추적 관찰까지 스텐트의 근위부와 원위부의 외부 탄력 섬유판의 변화는 리모델링의 변화를 반영한다.
라파마이신이 리모델링에 영향을 미친다는 증거는 사람의 이식물 연구에서 라파마이신으로 피복된 스텐트가 스텐트내 재협착은 물론 병변내 재협착을 매우 낮은 정도로 나타낸다는 사실에서 확인된다. 병변내 인자는 일반적으로 스텐트의 양쪽 측면, 즉 근위부와 원위부에서 대략 5밀리미터로 측정된다. 아직까지 벌룬 팽창에 의해 작용되는 이들 영역에서 스텐트는 리모델링을 제어하기 위해 존재하지 않으므로 라파마이신이 혈관 리모델링을 예방한다고 추론할 수 있다.
표 1의 데이타는 라파마이신 처리된 그룹에서 병변내 협착 직경 백분율이 심지어 12개월에도 낮게 유지됨을 보여준다. 따라서, 이들 결과는 라파마이신이 리모델링을 감소시킨다는 가정을 뒷받침한다.
라파마이신 피복 스텐트를 삽입한 환자의 병변내 협착 직경 백분율(%, 평균±SD 및 "n=")
피복물 그룹 삽입 후 4~6개월 추적관찰 12개월 추적관찰
브라질 10.6±5.7(30) 13.6±8.6(30) 22.3±7.2(15)
네덜란드 14.7±8.8 22.4±6.4 -
라파마이신이 네거티브 리모델링을 감소시킨다는 사실을 뒷받침하는 다른 증거는 하기 표 2에 설명된 바와 같은 사람의 최초 임상 프로그램에서 얻은 혈관내 초음파 데이타이다.
라파마이신-피복 스텐트를 삽입한 환자의 IVUS 데이타
IVUS 인자 삽입후(n=) 4개월 추적관찰(n=) 12개월 추적관찰(n=)
근위부 혈관 평균 면적(㎟) 16.53±3.53(27) 16.31±4.36(28) 13.96±2.26(13)
원위부 혈관 평균 면적(㎟) 13.12±3.68(26) 13.53±4.17(26) 12.49±3.25(14)
상기 데이타는 근위부 또는 원위부의 혈관 면적의 최소 손실을 보여주며 이는 라파마이신-피복 스텐트로 처리된 혈관에서 네거티브 리모델링이 억제됨을 나타낸다.
스텐트 자체 외에는 혈관 리모델링 문제를 해결할 효과적인 방법이 존재하지 않는다. 따라서, 라파마이신은 혈관 리모델링 현상을 억제하기 위한 생물학적 접근법이 될 수 있다.
라파마이신이 여러 가지 방식으로 네거티브 리모델링을 감소시키도록 작용한다고 추론할 수 있다. 라파마이신은 손상에 반응하여 혈관벽내 섬유아세포의 증식을 특이적으로 차단함으로써 혈관 반흔 조직의 형성을 감소시킬 수 있다. 라파마이신은 콜라겐의 형성 또는 대사 작용에 관련된 핵심 단백질의 번역에도 영향을 미칠 수 있다.
이러한 상황에서 사용되는 라파마이신은 FKBP12에 결합하고 라파마이신과 동일한 약물학적 특성을 갖는 라파마이신 및 모든 동족체, 유도체 및 동종체를 포함한다.
바람직한 양태에서, 라파마이신은 재협착을 감소 또는 예방하기 위한 수단으로서 벌룬 혈관 형성술 후 동맥 분절의 네거티브 리모델링을 억제하도록 국소 전달 장치에 의해 전달된다. 어떠한 전달 장치도 사용이 가능하나, 앞서 도 3, 5, 8 및 9에 예시되고 설명된 바와 같은, 라파마이신을 용출 또는 방출시키는 생분해성 및/또는 생흡수성 스텐트(50)를 포함하는 전달 장치가 바람직하다.
돼지 및 토끼 모델에서 얻은 데이타는 약물 용출 스텐트로부터 라파마이신이 일정 범위의 투여량(관상동맥 스텐트 15~18㎜당 35~430㎍)으로 혈관벽 내에 방출되면 신생내막 과형성이 최대 50 내지 55% 감소된다는 사실을 보여준다. 약 28 내지 30일 째에 최대인 이러한 감소는 돼지 모델에서 전형적으로 90 내지 180일의 범위로 지속되지 않는다.
라파마이신은 사람의 경우 스텐트로부터 방출시 스텐트내 신생내막 과형성의 충분한 감소를 일으키고 이것은 1년 이상 지속됨으로써 예상치 못한 이점을 제공한다. 사람에서 제공되는 이러한 이점의 중요성과 지속기는 동물 모델 데이타로부터는 예측할 수 없다. 이 상황에서 사용되는 라파마이신은, FKBP12에 결합하고 라파마이신과 동일한 약물학적 특성을 갖는 라파마이신 및 모든 동족체, 유도체 및 동종체를 포함한다.
앞서 설명한 바와 같이, 라파마이신은 혈관 형성술의 손상 중에 방출되는 미토겐 신호에 반응하여 평활근 증식을 길항함으로써 혈관 과형성을 감소시킨다. 또한, 라파마이신은 전신 투여시 T-세포의 증식과 분화도 막는다고 공지되어 있다. 더우기, 라파마이신은 스텐트로부터 낮은 용량으로 투여시 지속적인 시간(대략 2 내지 6주) 동안 혈관벽 내의 국소적 항염증 효과를 나타내는 것으로 밝혀졌다. 국소적 항염증 효과는 충분하며 예상치 못한 것이다. 평활근 항증식 효과와 더불어 라파마이신의 이러한 이중적 작용이 이의 우수한 효능을 발생시킬 수 있다.
따라서, 국소 장치로부터 전달된 라파마이신은 항염증 효과와 평활근 항증식 효과의 병합에 의해서 신생내막 과형성을 감소시킨다. 이러한 상황에서 사용되는 라파마이신은, FKBP12에 결합하고 라파마이신과 동일한 약물학적 특성을 갖는 라파마이신 및 모든 동족체, 유도체 및 동종체를 포함한다.
라파마이신은 스텐트로부터 전달시 혈관 조직 내의 사이토킨 농도를 감소시키는 것으로도 밝혀졌다. 라파마이신이 혈관벽 내의 단핵구 주화성 단백질(MCP-1)을 감소시키는 데 매우 효과적이라는 사실이 데이타로부터 입증되었다. MCP-1은 혈관 손상 중에 생성되는 전 염증/주화성 사이토킨의 한 예이다. MCP-1의 감소는 스텐트로부터 국소 전달된 라파마이신이 전염증성 매개체의 발현을 감소시키고 항염증 효과를 제공한다는 라파마이신의 유익한 효과를 설명해준다. 손상에 반응하는 혈관 염증은 신생내막 과형성을 진행시키는 주요한 원인인 것으로 인식되고 있다.
라파마이신은 혈관 내의 국소 염증을 억제하는 것으로 볼 수 있으므로, 이로부터 라파마이신이 신생내막을 억제하는 우수한 효능을 갖는다는 사실이 설명될 수 있다.
앞서 설명한 바와 같은 라파마이신의 이러한 T-세포 증식의 억제, 네거티브 리모델링의 억제, 염증의 감소, 및 평활근 세포 증식의 억제와 같은 바람직한 효과들은 여러 가지 방식의 작용에 의해 제공된다. 이러한 작용의 정확한 기전은 완전하게 밝혀지지 않았으나, 확인된 기전들을 확장시켜서 설명할 수 있다.
라파마이신에 대한 연구는, 세포 주기의 차단에 의한 평활근 세포 증식의 억제가 신생내막 과형성을 감소시키기 위한 확실한 전략임을 제안한다. 스텐트로부터 라파마이신을 국소 전달에 의해 투여받은 환자에서 후기 내강 손실과 신생내막 경화반 부피의 현저하고 지속적인 감소가 관찰되었다. 본 발명은 독성을 일으키지 않으면서 세포 주기를 억제하고 신생내막 과형성을 감소시키는 추가의 과정들을 포함하도록 라파마이신의 기전을 확장시킨다.
세포 주기는 세포 복제의 프로세스를 엄격하게 조절하는 생화학적 연쇄 반응이다. 세포는 적합한 성장 인자에 의해 자극될 때 세포 주기의 G0(휴면) 단계로부터 G1 단계로 이동한다. DNA 복제(S 단계) 이전에 G1 단계에서의 세포 주기의 선택적 억제는 더 후기의 세포 주기 단계, 즉 S, G2 또는 M 단계에서 작용하는 치료제에 비해서 항증식 효능을 유지하면서 세포 보존 및 생존의 치료학적 이점을 제공할 수 있다.
따라서, 체내의 혈관 및 다른 맥관 내의 내관 과형성의 억제는 세포 주기의 G1 단계에서 선택적으로 작용하는 세포 주기 억제제를 사용하여 달성할 수 있다. 이러한 세포 주기의 G1 단계의 억제제는 소분자, 펩타이드, 단백질, 올리고뉴클레오타이드 또는 DNA 서열일 수 있다. 더욱 상세하게, 이러한 약물 또는 약제는 G1 단계를 통한 세포 주기 진행에 관련된 사이클린 의존성 키나제(cdk), 특히 cdk2 및 cdk4의 억제제를 포함한다.
세포 주기의 G1 단계에서 선택적으로 작용하는 약물(99)의 예로는 사이클린 의존성 키나제의 길항 작용에 의해 후기 G1 단계에서 세포 주기를 억제한다고 밝혀진 플라보피리돌 및 이의 구조적 동족체와 같은 소분자가 있다. 사이클린 의존성 키나제를 선택적으로 억제하는 P27이라 불리우는 내생성 키나제 억제 단백질kip1(종종 P27kip1이라 불리운다)을 상승시키는 치료제가 사용될 수 있다. 이것은 P27을 생성하도록 유전자를 전달할 수 있는 유전자 벡터를 포함한, P27의 분해를 차단하거나 P27의 세포 생성을 촉진시키는 소분자, 펩타이드 및 단백질을 포함한다. 단백질 키나제를 억제함으로써 세포 주기를 차단하는 스타우로스포린 및 관련 소분자를 사용할 수 있다. 단백질 키나제들을 선택적으로 억제하여 PDGF 및 FGF와 같은 광범위한 성장 인자들에 반응하는 평활근에서의 신호 전달을 길항하는 티르포스틴(tyrphostin) 등의 단백질 키나제 억제제도 사용할 수 있다.
앞서 설명한 바와 같이, 라파마이신과 FKPB12의 착물은 포유동물의 라파마이신 표적 또는 TOR이라 불리우는 포스포이노시타이드(PI)-3 키나제에 결합하여 그를 억제한다. 활성 부위 억제제 또는 알로스테릭 조절자, 즉 알로스테릭하게 조절하는 간접 억제제로 작용하는 TOR의 촉매 활성 길항제는 라파마이신의 작용을 모방하지만 FKBP12를 필요로 하지 않는다. TOR의 직접 억제제의 잠재적 이점으로는 월등한 조직 투과성과 월등한 물리적/화학적 안정성이 있다. 추가로, 다른 잠재적 이점으로는, 상이한 조직에 존재할 수 있는 TOR의 여러 이성체들 중 하나에 대한 길항제의 특이성으로 인해 우수한 선택성과 특이성을 갖고, 잠재적으로 다른 하위 효과의 스펙트럼을 가져 약물 효능 및/또는 안전성이 높아진다는 점을 들 수 있다.
추가로, 상기 억제제는 3일 내지 8주의 기간, 즉 본 양태의 의료 장치(50)에 대한 기능적 수명 또는 유효 수명 동안 라파마이신 또는 다른 약물, 약제 또는 화합물을 표적 조직에 접촉시키기 위한 목적으로 본 발명의 의료 장치(50)로부터 신속하게 또는 느리게 방출되도록 제조될 수 있다.
앞서 설명한 바와 같이, 벌룬 혈관 형성술과 병용되는 관상동맥 스텐트의 이식은 급성 혈관 폐쇄를 치료하는 데 매우 효과적이며 재협착의 위험을 줄일 수 있다. 혈관내 초음파 연구는 관상동맥 스텐트가 혈관 수축을 효과적으로 예방하고 스텐트 이식 후의 대부분의 후기 내강 손실은 아마도 신생내관 과형성과 관련한 경화반 성장에 기인한다는 사실을 제안한다. 관상동맥 스텐트 이식 후의 후기 내강 손실은 통상의 벌룬 혈관 형성술 후에 관찰되는 것보다 거의 2배 더 높다. 따라서, 스텐트가 적어도 일부분의 재협착 프로세스를 억제하는 한은, 염증 및 증식을 억제하거나 다수의 기전에 의해 증식을 억제하는 약물, 약제 또는 화합물을 스텐트와 병용하여 사용하면 혈관 형성술 후의 재협착을 위한 가장 효과적인 치료를 제공할 수 있다.
본 발명의 의료 장치(50)의 일부 바람직한 양태에서 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75) 및 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(80)를 위해 선택되는 중합체는 아래에 일반적으로 설명되는 특성들을 기준으로 선택된다. 예컨대, 빠르게 분해되는 중합체인 폴리글리콜라이드(PGA)는 본 발명의 일부 양태에서 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75)로서 선택된다.
PGA는 가장 간단한 지방족 선형 폴리에스테르로, 1960년대에 덱손(덱손, 제조원: Davis and Geck, Inc., Danbury, CT)으로 시판된 최초의 완전 합성 흡수성 봉합사를 개발하는 데 사용되었다. 글리콜라이드 단량체는 글리콜산의 이량화에 의해 합성된다. 고리 개방 중합에 의해 고분자량 재료가 생성되고 대략 1 내지 3%의 잔류 단량체가 존재하게 된다. PGA는 고도의 결정성(45 내지 55%)이며 높은 융점(220 내지 225℃) 및 35 내지 40℃의 유리 전이 온도를 갖는다. 이의 높은 결정성으로 인해 헥사플루오로이소프로판올과 같은 고도 불화된 유기물을 제외한 대부분의 유기 용매에 용해되지 않는다. PGA로 제조된 섬유는 높은 강도와 탄성률을 나타내고 너무 뻣뻣해서 편조 재료 형태를 제외하고는 봉합사로서 사용되지 못한다. PGA의 봉합사는 2주 후 약 50%, 4주 후 100%의 강도를 소실하고 4 내지 6개월 내에 완전히 흡수된다. 글리콜라이드는 덜 뻣뻣한 섬유가 얻어지도록 다른 단량체와 함께 공중합된다.
(PGA의 분해 속도에 비해) 느리게 분해되는 중합체인 폴리락타이드(PLA) 및 폴리-L-락타이드(PLLA)는 본 발명의 일부 양태에서 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(80)로서 선택된다. 알려진 바와 같이, 락타이드는 2개의 광학 이성체 d 및 l로 존재하는 락트산의 사이클릭 이량체이다. l-락타이드는 천연 이성체이고 dl-락타이드는 d-락타이드와 l-락타이드의 합성 배합물이다. l-락타이드의 단중합체(LPLA 또는 PLLA)는 반결정성 중합체이다. 이러한 형태의 재료는 높은 인장 강도와 낮은 신장률을 나타내고 결과적으로 높은 탄성률을 가져 정형외과적 보형 장치 및 봉합사와 같은 하중 지지 용도로 더욱 적합하다. 폴리(dl-락타이드)(DLPLA)는 락트산의 두 이성체 형태의 랜덤 분포를 나타내는 비결정성 중합체이고, 따라서 정렬된 결정 구조로 배열될 수 없다. 이 재료는 인장 강도가 더 낮고, 신장률이 더 높고, 분해 속도가 훨씬 더 빠르므로 약물 전달계로서 보다 더 유리하다. 폴리(l-락타이드)(PLLA)는 약 37%의 결정성, 175 내지 178℃의 융점 및 60 내지 65℃의 유리 전이 온도를 갖는다. LPLA(PLLA)의 분해 시간은 DLPLA의 분해 시간보다 훨씬 더 느려서 완전히 흡수되기까지는 2년 이상이 소요된다. l-락타이드의 결정성을 파괴하고 분해 프로세스를 가속화하기 위하여 l-락타이드와 dl-락타이드의 공중합체를 제조한다.
단중합체 특성의 범위를 확장시키기 위하여 폴리(락타이드-코-글리콜라이드)[PLGA] 공중합체를 제조할 수 있다. 글리콜라이드와 l-락타이드 및 dl-글리콜라이드의 공중합체는 장치 및 약물 전달 용도 모두를 위해 개발되고 있다. 공중합체의 조성과 재료의 기계적 및 분해 특성 사이의 선형 관계는 존재하지 않는다는 사실에 주목하는 것이 중요하다. 예를 들면, 50% 글리콜라이드 및 50% dl-락타이드의 공중합체는 각각의 단중합체보다 더 빠르게 분해된다. 25 내지 70%의 글리콜라이드와 l-락타이드의 공중합체는 다른 한쪽의 단량체에 의해 중합체 쇄의 균형이 깨지기 때문에 비결정성이다. 90% 글리콜라이드와 10% l-락타이드의 공중합체는 상품명 비크릴(제조원: Ethicon)의 흡수성 봉합사 재료로서 개발되었다. 이것은 3 내지 4개월 내에 흡수되나 약간 더 긴 강도 유지 시간을 갖는다.
폴리(디옥사논)은 p-디옥사논의 고리 개방 중합에 의해 제조될 수 있다. 그 결과 최초로 임상 시험된 합성 모노필라멘트 봉합사(PDS로 알려짐, 제조원: Ethicon)가 제조되었다. 이 재료는 대략 55%의 결정성과 -10 내지 0℃의 유리 전이 온도를 갖는다. 이 중합체는 단량체로의 탈중합을 막기 위하여 가능한 한 가장 낮은 온도에서 처리되어야 한다. 폴리(디옥사논)은 이식에 심각한 악영향 또는 독성 영향을 미치지 않는다. 모노필라멘트는 3주 후에 이의 초기 파단 강도의 50%를 소실하고 6개월 내에 흡수되어 상처 치유가 더딘 다른 제품들에 비해서 이점을 제공한다.
폴리(ε-카프롤락톤)은 ε-카프롤락톤의 고리 개방 중합에 의해 제조되는데, 그 결과 59 내지 64℃의 융점과 -60℃의 유리 전이 온도를 갖는 반결정성 중합체가 얻어진다. 이 중합체는 조직 적합성으로 여겨져 유럽에서 생분해성 봉합사로서 사용된다. 단중합체는 2년 정도의 분해 시간을 갖기 때문에 생체흡수 속도를 가속화하기 위하여 공중합체를 합성하고 있다. 예를 들면, ε-카프롤락톤과 dl-락타이드의 공중합체는 더욱 빠른 분해 속도를 갖는 재료를 생성한다. ε-카프롤락톤과 글리콜라이드의 블록 공중합체는 순수한 PGA에 비해 덜 뻣뻣하며 상품명 Monocryl(제조원: Ethicon, Inc., Somerville, NJ)의 모노필라멘트 봉합사로서 시판되고 있다.
본 발명의 복합물은, 예를 들면, 다음과 같은 방법으로 제조될 수 있다. 예비성형된 중합체, 즉 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75) 및 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(80) 및 분해 첨가제(95)(또는 다른 첨가제) 및 임의로 약물(99) 및 이의 임의의 필수 부형제를 임펠러와 같은 통상의 혼합 장치가 내장된 통상의 혼합 용기 안에 따로따로 채워 넣은다. 즉, 중합체 재료(75) 및 분해 첨가제(95) 및 약물(99)(포함되는 경우)을 우선 혼합하여 캡슐화된 분해 첨가제(95) 및 약물(99)(포함되는 경우)을 형성한다. 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(들)(75) 및 분해 첨가제(95) 및 임의로 약물(99)은 당업계에 공지된 바와 같은 주어진 중합체에 적합한 온도에서 균일한 분산액이 얻어질 때까지 혼합하여 분해 첨가제(95) 및 임의로 약물(99)이 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75)에 의한 캡슐의 부분으로서 포함되도록 한다(도 6 내지 도 9). 이어서, 혼합물을 혼합 장치에서 꺼내어 실온으로 냉각하고 분쇄한 후 일정 시간 동안 승온에서 대기압하의 압력하에 건조시켜서 추가로 처리한다. 분무 건조, 코아세르베이션 등을 포함할 수 있는 전형적인 캡슐화 공정을 사용할 수 있다. 다른 방법으로, 압출, 트레이 건조, 드럼 건조 등에 의해 캡슐을 제조하여 고체를 형성한 후 이것을 목적하는 입도로 분쇄할 수도 있다. 그런 다음 캡슐화된 분해 첨가제(95) 및 약물(99)(포함되는 경우)을 본 명세서에 설명된 바와 같은 적합한 온도 및 공정 단계를 사용하여 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(80)와 함께 혼합한다.
본 발명에 사용되는 모든 공정 기술은 약물(99), 분해 첨가제(95), 중합체 재료(75) 및 중합체 재료(80)를 분해하지 않을 충분한 온도에서 수행될 것이라는 사실이 중요하다.
앞서 설명된 바와 같이, 의료 장치(50)와 같은 제품 자체는 본 발명의 복합물로부터 다양한 통상의 사출 및 압출 공정과 건조 질소 채임버(들)가 갖춰진 성형 장치를 사용하여 허용 가능한 온도에서 성형될 수 있다.
본 발명의 복합물을 통상의 여러 가지 방법으로 용융 처리하여 다수의 유용한 장치(50)를 제조할 수 있다. 이들 재료를 사출 또는 압축 성형하여 생분해성 및/또는 생흡수성의 이식형 의료 및 수술 장치, 특히 약물 용출 스텐트를 포함한 생분해성 및/또는 생흡수성 혈관 장치, 및 약물(99)을 용출할 수 있는 심장 판막을 포함한 생분해성 및/또는 생흡수성 심혈관 장치를 제조할 수 있다.
달리, 복합물을 압출(용융 또는 용해)하여 섬유 및 필름을 제조할 수도 있다. 이렇게 제조된 필라멘트를 멀티필라멘트사 또는 메쉬, 편물 또는 직포로 방적하고, 통상의 성형 기술에 의해 강화 장치(50)로 만든 후, 높은 인장 강도와 목적하는 수준의 적합성 및/또는 내구성을 갖는 구조물을 요하는 용도에 사용할 수 있다. 유용한 양태는 혈관 및 심장 판막을 포함한 심장 조직이 손상되었거나(또는 용이하게 손상되거나) 수술로 제거된 부위에 사용되는 예비성형된 판막 또는 스텐트를 포함한다.
본 발명의 장치 및 방법에 따르면, 생흡수성 중합체 재료로 이루어진 약물 전달 장치는 여러 가지 임의의 방법에 의해 제조될 수 있다. 약물 전달 장치를 제조하는 데 사용되는 방법은, 장치를 구성하는 생흡수성 중합체 재료의 기질에 혼입되고 높은 온도에서 불안정한 약물 또는 다른 생체활성 약제의 분해를 최소화하기 위하여 저온 공정이 바람직하다. 처리 방법은 용매를 사용한 저온의 용액-기반 공정, 예를 들면, 건식 및 습식 방사를 포함한 섬유 방사, 정전 섬유 방사, 혼합 섬유, 용매 추출, 피복, 와이어 피복, 중공 섬유 및 막 방사, 방사 디스크(균일한 두께를 갖는 박막), 잉크 젯 인쇄(삼차원 인쇄 등), 동결 건조, 압출 및 동시 압출, 초임계 유체, 용매 주조 필름, 또는 용매 주조 관을 통해 생흡수성 중합체 재료로부터 장치를 형성하는 단계를 포함한다. 달리, 고온에서 안정한 약물 또는 약제에 대해서는 더욱 통상적인 중합체 처리 방법, 예를 들면, 섬유 방사, 압출, 동시 압출, 사출 성형, 블로우 성형, 인발 및 압축 성형에 의해 용융 상태에서 약물 전달 장치를 제조할 수도 있다. 다른 방법으로, 약물은 중합체 기질을 통한 확산에 의해 약물 전달 장치에 혼입될 수도 있다. 이것은 장치를 약물 풍부 용액 중에서 팽윤시킨 후 고압 확산시키거나 초임계 유체를 사용하여 약물을 장치 내에서 팽윤 및 확산시키는 등의 여러 방법에 의해 달성될 수 있다. 달리, 생흡수성 중합체로부터 장치를 형성한 후 그 위에 약물 또는 약제를 분무, 침지 또는 피복할 수도 있다. 어느 경우든 그 후 중합체 기질, 및 제공되는 경우 약물 또는 약제 배합물을 섬유, 필름, 디스크/고리 또는 관과 같은 구조물로 전환시킨다.
여러 가지 공정은 처리되는 생흡수성 중합체에 서로 다른 구조, 외형 또는 구성을 제공할 수 있다. 예를 들면, 경직 중합체로부터 제조된 관은 매우 뻣뻣한 경향이 있으나, 정전 가공 또는 동결 건조에 의해 처리될 때에는 매우 유연할 수 있다. 관은 전자의 경우 단단한 반면 후자의 경우 다공성이다. 다른 공정들은 섬유, 미세섬유, 박막 및 후막, 디스크, 포움, 미세구 및 심지어 더 복잡한 외형 또는 구성을 포함할 수 있는 추가의 형태와 구조를 제공한다. 용융 또는 용액 방사 섬유, 필름 및 관은 브레이딩 및/또는 레어저 절단에 의해 관형, 밀어 잠금형, 나선형 등과 같은 여러 가지 모양으로 추가로 처리될 수 있다. 갖가지 공정에 의해 제공되는 구조, 외형 또는 구성의 차이는 목적하는 치수, 강도, 약물 전달 및 시각적 특성을 갖는 서로 다른 약물 전달 장치를 제조하는 데 유용하다. 섬유, 필름 또는 관은 스텐트 모양과 같은 목적하는 형태 또는 구성으로 레어저 절단될 수 있다. 다른 가공 기술들도 사용될 수 있다.
여러 가지 공정은 처리되는 생흡수성 중합체의 형태학적 특성도 변화시킬 수 있다. 예를 들면, 중합체의 희석 용액을 빠르게 교반하면 중합체는 일반적으로 구조물의 전체 축에 평행한 중합체 쇄을 나타내는 경향이 있다. 반면, 중합체 용액 또는 용융물을 열적으로 안정한 조건에서 전단 및 켄칭하면 중합체 쇄은 전단 방향에 평행하게 신장되는 경향이 있다. 다른 공정 기술들에 의해서 또 다른 형태학적 변화들이 일어나는 경향이 있다. 이러한 변화는 예를 들면, 구과형 내지 섬유소 변형, 다형성 결정 형태 변화, 이미 형성된 결정 박막의 재배열, 배열된 결정자의 형성, 비결정성 중합체 쇄의 배열, 결정화, 및/또는 이들의 배합을 포함할 수 있다.
초임계 유체(예: 초임계 이산화탄소)에 의해 형성된 생흡수성 중합체 재료로 구성된 스텐트의 경우에는 압출, 성형 또는 다른 통상의 공정 기술을 수행하는 동안 초임계 유체를 보다 낮은 공정 온도에서 사용한다. 초임계 유체를 사용하여 섬유, 관, 필름 또는 포움과 같은 여러 구조물들을 형성할 수 있고, 그로 인해 초임계 유체를 사용한 저온 공정은 형성된 구조물에 혼입되는 약물의 분해를 최소화하는 데 도움을 준다.
본 발명의 약물 전달 장치를 구성하는 생흡수성 중합체 재료는, 생흡수성 중합체 재료 기질의 공정 중에 장치의 방사선 불투과성을 향상시키기 위하여 직접 첨가되는 방사선 불투과제를 포함할 수 있다. 방사선 불투과제는 황산바륨, 비스무트 서브카보네이트, 산화비스무트 및/또는 요오드 화합물과 같은 무기 충전제를 포함할 수 있다. 방사선 불투과제는 탄탈륨, 텅스텐 또는 금과 같은 금속 분말, 또는 금, 백금, 이리듐, 팔라듐, 로듐 및 이들의 배합물을 갖는 금속 합금, 또는 당업계에 공지된 다른 재료들을 포함할 수도 있다. 방사선 불투과제의 입도는 수 나노미터 내지 수 미크론 범위, 바람직하게는 약 1미크론 내지 약 5미크론 범위일 수 있고, 방사선 불투과제의 양은 0 내지 99%(중량) 범위일 수 있다.
생흡수성 재료의 기질 전체에 걸쳐서 방사선 불투과제가 분포될 때 방사선 불투과제의 밀도는 전형적으로 매우 높기 때문에, 방사선 불투과제를 원하는 대로 생흡수성 재료 전체에 걸쳐 분포시키기 위해서는 분산 기술을 사용하는 것이 바람직하다. 이러한 기술은 고전단 혼합, 계면활성제 및 윤활제의 첨가, 점도 조절, 첨가제의 표면 개질 및 기타의 입자 크기, 모양 및 분포 기술을 포함한다. 이와 관련하여, 방사선 불투과제는 장치의 생흡수성 재료 전체에 걸쳐서 균일하게 분포될 수도 있고, 상술한 바와 같은 표식자로서 보이도록 장치의 부분들에 집중될 수도 있다.
본 발명의 장치 및 방법에 따르는 약물 전달 장치에 혼입되는 약물 또는 다른 약제의 양은 약 0 내지 99%(장치의 중량 백분율) 범위일 수 있다. 약물 또는 다른 약제는 여러 가지 방법으로 장치에 혼입될 수 있다. 예를 들면, 장치를 형성한 후에 약물 또는 다른 약제가 혼입된 생흡수성 중합체로 이루어진 피복물을 장치 위에 피복할 수 있다. 다른 방법으로, 장치를 구성하는 생흡수성 재료의 기질 내에 약물 또는 다른 약제를 혼입시킬 수도 있다. 생흡수성 중합체의 기질 내에 혼입된 약물 또는 약제의 양은 앞서 설명된 피복 기술로 제공된 약물 또는 약제의 양과 필요에 따라 동일하거나 상이할 수 있다. 약물 또는 다른 약제를 약물 전달 장치의 위 또는 안에 혼입시키는 이러한 다양한 기술들은 장치의 성능을 최적화하고 장치로부터 약물 또는 다른 약제의 방출을 조절하는 데 도움을 주기 위해서 병용될 수도 있다.
장치를 구성하는 생흡수성 중합체의 기질 내에 약물 또는 약제가 혼입되는 경우에 예를 들면 약물 또는 약제는 중합체가 분해되는 동안 확산에 의해서 방출될 것이다. 확산에 의해서 방출되는 약물 또는 약제는 피복 기술을 사용한 경우에 비해 더 장시간 동안 방출되는 경향이 있고, 이의 국소 및 산발성 병변 또는 질환을 더욱 효과적으로 치료할 수 있는 경우가 종종 있다. 국지적 약물 또는 약제 전달을 위해서도 이러한 약물 또는 약제의 확산 방출이 효과적이다. 중합체의 조성과 이의 확산 및 흡수 특성은 이들 장치에 대한 약물 용출 프로필을 조절할 것이다. 약물 방출 동력학은 약물 확산 및 중합체 흡수에 의해 조절될 것이다. 초기에 대부분의 약물이 장치의 표면과 벌크로부터 확산에 의해 방출될 것이며, 그 후 중합체 흡수에 의한 약물 방출로 서서히 변화될 것이다. 약물 방출을 조절하는 또 다른 인자들이 존재할 수 있다. 중합체 조성물이 동일한 단량체 단위(예: 락타이드, 글리콜라이드)로부터 형성된 경우에는 혼합 단량체로부터 제조된 중합체에 비해서 확산 및 흡수 특성이 더욱 균등할 것이다. 또한, 각각의 층에 서로 다른 약물을 함유한 상이한 중합체의 층들이 존재한다면 각각의 층으로부터 더 많이 조절된 약물 방출이 일어날 것이다. 중합체가 완전히 흡수되기까지는 장치 내에 약물이 존재할 가능성이 있기 때문에 장치의 수명 주기 전체에 걸쳐서 약물 방출이 제공된다.
본 발명의 장치 및 방법에 따르는 약물 전달 장치는 바람직하게는 장치의 활성 약물 전달 단계 중에 이의 기계적 일체성을 유지한다. 약물 전달이 달성된 후, 장치를 구성하던 재료가 생체흡수됨으로써 장치의 구조물이 완전히 소멸된다. 약물 전달 장치를 구성하는 생흡수성 재료는 장치가 이식된 조직과의 생체적합성을 가져서 장치가 환자에 삽입된 후에도 장치와 조직의 상호작용이 최소화되도록 함이 바람직하다. 마찬가지로 장치의 생흡수성 재료의 분해가 일어날 때에도 장치가 삽입된 조직의 최소한의 염증이 바람직하다. 복합적인 약물 치료를 제공하기 위해서 강화 또는 캡슐화된 약물 입자 또는 캡슐을 중합체 기질에 혼입시킬 수 있다. 이들 활성제 중 일부는 항염증 및 항혈전 등과 같은 다양한 치료 효과를 제공할 수 있다.
앞서 설명한 바와 같이, 중합체 스텐트는 예를 들면, 표면 개질에 의해 피복물로서 치료제를 함유할 수 있다. 달리, 피복물을 필요로 하지 않을 수 있는 벌크 개질에 의해서 치료제를 스텐트 구조물 내에 혼입시킬 수도 있다. 생체안정성 및/또는 생흡수성 중합체로부터 제조된 스텐트에 대하여, 사용되는 경우 피복물은 생체안정성 또는 생흡수성일 수 있다. 그러나, 상술한 바와 같이 장치 자체가 전달 데포(depot)로부터 제조되기 때문에 피복물이 필요하지 않을 수 있다. 이 양태는 다수의 이점을 제공한다. 예를 들면, 약 50중량%를 초과하는 더 높은 농도의 치료제(들)를 전달할 수 있다. 또한, 더 높은 농도의 치료제(들)와 함께, 더 오랜 지속 시간 동안 국지적 약물 전달(>5㎜)을 달성할 수 있다. 이것은 산발성 병변, 분지성 병변, 사행성 소혈관, 및 취약성 경화반과 같은 각종 변변을 치료할 수 있다. 이들 약물 부하 스텐트는 벌룬 확장 장치, 자가 확장 또는 벌룬-보조 자가 확장 장치와 같은 여러 가지 전달 장치에 의해 전달될 수 있다.
앞서 말한 바와 같이, 본 발명의 복합물은 생분해성 및/또는 생흡수성 중합체 피복물로서 또는 생분해성 및/또는 생흡수성 약물 용출 중합체 피복물로서 메쉬, 의료 장치의 각종 구조 성분 및 요소, 예를 들면, 스텐트(50)의 후프, 루프, 유연성 고리 또는 다리 또는 연장부, 또는 심장 판막(50)의 하우징, 플랩 또는 다른 성분 등과 같은 생체적합성 지지체를 피복하는 데 사용될 수도 있다. 본 발명의 액체 복합물을 사용하여 피복물 또는 배합물(70)을 제조한 후, 침지, 분무, 브러싱, 롤 코팅 등과 같은 통상의 피복 기술에 의해 지지체에 도포할 것이다.
추가로, 상기 복합물은 예를 들면, 혈관, 심근, 내심막 및 외심막 또는 심낭을 포함한 심혈관 조직 내의 혈관신생 및/또는 근육신생을 달성하기 위하여 조직내 약물 전달 기질(예: 성장 인자)을 필요로 하는 분야에서 특히 유용한 필름을 형성하도록 성형될 수 있다.
또한, 본 발명의 복합물은 울혈성 심부전(CHF) 또는 허혈성 심장 질환과 같은 심혈관 질환의 치료를 위한 근육신생 또는 혈관신생을 위한 심장 조직 리모델링과 같이 빠른 속도의 조직 내성장이 요구되는 분야에 유용한, 개방 또는 폐쇄 셀을 갖는 포움으로 제조될 수도 있다.
더욱 상세하게, 본 발명의 필라멘트, 필름, 포움, 성형 제품, 및 주사용 장치의 수술 및 의료적 용도는 혈관 및 심장 조직을 포함하나 이에 제한되는 것은 아니다. 본 발명의 의료 장치(50)는 클램프, 스크류 및 플레이트, 클립, 스테이플, 후크, 버튼, 및 스냅과 같은 장치; 보철물 또는 이식편, 주사용 중합체와 같은 예비성형된 조직 지지체; 척추 디스크; 봉합 고정물과 같은 고정 장치; 격막 폐색 장치; 주사용 충진제; 예비성형된 충진제; 골랍; 연골 대체물; 척수 고정 장치; 약물 전달 장치; 개방 또는 폐쇄 셀을 갖는 포움 등에 사용될 수도 있다.
본 발명의 모든 양태는 장치(50)의 목적하는 기능을 달성한 후 단시간 내에 신체로부터 제거하기 위한 모든 생분해성 및/또는 생흡수성 재료(75) 및(80)를 포함한다. 따라서, 본 발명은 질병이 있는 조직(또는 장기)(다수의 경우는 혈관으로, 의료 장치(50)는 스텐트이다)을 치료하기 위하여 의사가 동일한 치료 부위를 이차 수술하는 것을 포함한다. 이와 같이, 본 발명은 장치(50)로부터 프로그램화된 약물(99) 방출을 달성할 수 있다(도 3, 5, 8 및 9).
앞의 설명은 본 발명의 바람직한 양태를 예시한 것이므로, 본 발명의 범위를 벗어나지 않으면서 본 명세서에 기재된 본 발명의 원리에 따라서 변형 및 개선을 달성할 수 있음을 이해해야 한다.
본 발명의 바람직한 양태를 예시 및 설명하였으나, 당업자들은 이러한 양태는 단지 예시를 위해서 제공된 것임을 명백히 알 것이다. 이제 당업자들은 본 발명으로부터 벗어남 없이 다수의 변형, 변화 및 개선을 달성할 것이다. 따라서, 본 발명은 첨부된 청구의 범위 및 정신에 의해서만 제한되는 것으로 생각된다.
도 1은 제1 분해 속도로 분해되는 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료와, 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료 위에 적층 또는 피복된 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료의 복합 구조물을 갖고, 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료의 제1 분해 속도가 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료의 제2 분해 속도보다 더 빠른 본 발명에 따르는 의료 장치의 단면도이다.
도 2는 도 1에 도시된 본 발명에 따르는 의료 장치의 구조물의 일부분을 나타낸 단면도이다.
도 3은 방출을 위한 약물이 혼입된 도 1에 도시된 본 발명에 따르는 의료 장치의 구조물의 일부분을 나타낸 단면도이다.
도 4는 방출을 위한 분해 첨가제, 완충제, 방사선 불투과제 등과 같은 첨가제가 혼입된 도 1에 도시된 본 발명에 따르는 의료 장치의 구조물의 일부분을 나타낸 단면도이다.
도 5는 방출을 위한 분해 첨가제, 완충제, 방사선 불투과제 등과 같은 첨가제와 약물이 모두 혼입된 도 1에 도시된 본 발명에 따르는 의료 장치의 구조물의 일부분을 나타낸 단면도이다.
도 6은 구형의 단면 조각으로 표시된 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료 및 캡슐화된 분해 첨가제의 복합 구조물을 갖는 본 발명에 따르는 의료 장치의 단면도이다.
도 7은 도 6에 도시된 본 발명에 따르는 의료 장치의 구조물의 일부분을 나 타낸 단면도이다.
도 8은 방출을 위한 약물이 혼입된 도 6에 도시된 본 발명에 따르는 의료 장치의 구조물의 일부분을 나타낸 단면도이다.
도 9는 구형의 단면 조각으로 표시된, 방출을 위한 분해 첨가제와 약물이 모두 캡슐화된 도 6에 도시된 본 발명에 따르는 의료 장치의 구조물의 일부분을 나타낸 단면도이다.
도 10은 이식 가능한 생분해성 및/또는 생흡수성 의료 장치에 대한 물리적 구조물의 분해의 여러 가지 전이상들을 시간 함수로서 나타낸 개략적 그래프로, 공지된 생흡수성 의료 이식물에 대한 현재의 질량 감손 곡선과, 본 발명의 이식 가능한 생분해성 및/또는 생흡수성 의료 장치에 대한 바람직한 질량 감손 곡선도 비교되어 있다.

Claims (22)

  1. 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료와 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료로 만들어진 구조물을 포함하고, 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료의 분해 속도가 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료의 분해 속도보다 더 빠르며, 상기 구조물이 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료가 노출될 때 가속화된 분해 과정을 겪는, 의료 장치.
  2. 제1항에 있어서, 가속화된 분해 과정이 의료 장치가 기능적 목적을 달성한 후의 시점에서 맞춰 일어나는, 의료 장치.
  3. 제2항에 있어서, 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료의 분해 속도가 3개월 내지 48개월인, 의료 장치.
  4. 제3항에 있어서, 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료의 분해 속도가 1일 내지 3개월인, 의료 장치.
  5. 제4항에 있어서, 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료가 폴리락타이드계 중합체, 폴리글리콜라이드계 중합체, 폴리(α-하이드록시 에스테르), 예를 들면, 폴리(락트산), 폴리(글리콜산), 폴리(카프롤락톤), 폴리(p-디옥사논), 폴리(트리메틸 렌 카보네이트), 폴리(옥사에스테르), 폴리(옥사아미드), 폴리(락타이드)-PLLA, 폴리(락타이드/글리콜라이드), 폴리(글리콜라이드/카프롤락톤)(75/25), 폴리(글리콜라이드/트리메틸렌 카보네이트), 티로신 유도 폴리 아미노산, 폴리(DTH 카보네이트), 폴리(아릴레이트), 폴리(이미노-카보네이트), 인 함유 중합체, 폴리(포스포에스테르) 및 폴리(포스파젠), 폴리(에틸렌 글리콜)계 블록 공중합체, PEG-PLA, PEG-폴리(프로필렌 글리콜), PEG-폴리(부틸렌 테레프탈레이트), 폴리(α-말산), 폴리(에스테르 아미드), 폴리알카노에이트, 폴리(하이드록시부티레이트)(HB), 폴리(하이드록시발레레이트)(HV) 공중합체, PLLA보다 흡수 시간이 더 짧은 DLPLA; PLA/PGA 공중합체(95/5; 85/15); PLA-PCL 공중합체, 및 이들의 공중합체 및 배합물로 이루어진 그룹으로 선택되는, 의료 장치.
  6. 제5항에 있어서, 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료가 폴리(글리콜산)(PGA), 폴리(α-하이드록시 에스테르), 폴리무수물, 예를 들면, 폴리(카복시페녹시 헥산-세박산), 폴리(푸마르산-세박산), 폴리(카복시페녹시 헥산-세박산), 폴리(이미드-세박산)(50-50), 폴리(이미드-카복시페녹시 헥산)(33-67), 티로신 유도 폴리 아미노산, 폴리오르토에스테르(디케텐 아세탈계 중합체), 인 함유 중합체, PGA보다 흡수 시간이 더 긴 PGA/PLA(90/10); PGA/PCL(75/25, 50/50, 65/35); 폴리(p-디옥사논) 및 이들의 유도체, 용해되어 보다 빠른 흡수를 위한 높은 표면적을 제공하는 폴리(에틸렌 글리콜); 시트레이트 에스테르 및 다른 수용성 재료, 및 이들의 공중합체 및 배합물로 이루어진 그룹으로부터 선택되는, 의료 장치.
  7. 제6항에 있어서, 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료와 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료 중의 하나 또는 둘 다와 함께 1종 이상의 약물을 추가로 포함하는, 의료 장치.
  8. 제7항에 있어서, 의료 장치의 기능적 목적이 1종 이상의 약물을 적어도 1일 내지 대략 6개월의 기간 동안 전달하는 것인, 의료 장치.
  9. 제8항에 있어서, 의료 장치의 기능적 목적이 1종 이상의 약물을 7일 내지 60일의 기간 동안 전달하는 것인, 의료 장치.
  10. 제9항에 있어서, 1종 이상의 약물이 라파마이신인, 의료 장치.
  11. 제4항에 있어서, 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료와 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료 중의 하나 이상이 결정 특성을 갖는, 의료 장치.
  12. 제4항에 있어서, 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료와 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료 중의 하나 이상이 반결정 특성을 갖는, 의료 장치.
  13. 제4항에 있어서, 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료와 제2 생분해성 및/또 는 생흡수성 재료 중의 하나 이상이 비결정 특성을 갖는, 의료 장치.
  14. 제4항에 있어서, 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료가 의료 장치를 위한 중합체 코어로서 사용되는, 의료 장치.
  15. 제4항에 있어서, 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료와 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료 중의 어느 하나 또는 둘 다와 함께 1종 이상의 첨가제를 추가로 포함하는, 의료 장치.
  16. 제15항에 있어서, 1종 이상의 첨가제가 분해 첨가제인, 의료 장치.
  17. 제16항에 있어서, 분해 첨가제가 프로테이나제-K, 브로멜라인, 리파제 형태의 효소, 알. 델레머(R. delemer) 리파제, 리조퍼스 아리주스(Rhizopus arrhizus) 리파제, 슈도모나제(Pseudomonase) 리파제, 미생물 형태의 효소, 아미콜라톱시스(Amycolatopsis) 형태의 효소, 및 PHB 분해 효소로 이루어진 그룹으로부터 선택되는, 의료 장치.
  18. 제17항에 있어서, 1종 이상의 첨가제가 생체활성 유리, 세라믹, 인산칼슘, 무기성 산호, 카페인, 염기성 무기 충전제, 칼슘 하이드록시아파타이트, 탄화 아파타이트, 삼칼슘인산, 탄산칼슘, 중탄산나트륨, 탄화 인산칼슘, 수산화마그네슘, 산 /염기 적정 화합물, 아민 단량체 및 락테이트 디하이드로게나제로 이루어진 그룹으로부터 선택되는 완충제를 추가로 포함하는, 의료 장치.
  19. 제17항에 있어서, 1종 이상의 첨가제가 무기 충전제, 황산바륨, 비스무트 서브카보네이트, 산화비스무트, 요오드 화합물, 금속 분말, 탄탈륨, 텅스텐, 금, 금속 합금, 백금, 이리듐, 팔라듐 및 로듐으로 이루어진 그룹으로부터 선택되는 방사선 불투과제(radiopaque agent)를 추가로 포함하는, 의료 장치.
  20. 제4항에 있어서, 스텐트(stent)를 포함하는, 의료 장치.
  21. 제10항에 있어서, 스텐트를 포함하는, 의료 장치.
  22. 제7항에 있어서, 1종 이상의 약물이 서로 다른 중합체 층으로서 제1 생분해성 및/또는 생흡수성 재료와 제2 생분해성 및/또는 생흡수성 재료 중의 하나 또는 둘 다로부터 프로그램화되어 방출되는, 의료 장치.
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