JP2009542348A - 治癒前コーティングを備える、移植可能な医療物品 - Google Patents

Abstract

移植可能な医療物品の表面に接着因子を含むコーティングが開示される。移植に続く治癒前応答を促進することによってデバイスの機能を改良する目的で、コーティングは利用される。コーティングはデバイスの機能性を減ずる有害な組織応答の危険性を軽減するために、当該物品表面の内皮化を制御することが可能である。

Description

本発明は、移植可能な医療物品のためのコーティング及び治癒前応答を促進するための方法に関する。

最近まで、移植可能な医療物品においての進歩の主要な焦点は、体内中での機能を改良するために、物品の構造の特性を変えることであった。ところが、移植の現場で、移植の結果として起こる組織の反応の状況下で、デバイスの適合性を改良することによって、移植されたデバイスの機能を大きく高めることが可能であることは、よく認識されていることである。理想的には、改良された適合性によって、移植されたデバイスの表面が、治癒プロセスの結果として、負傷によって露出された自然の組織のように真似ることを可能とするであろうし、本来の組織を形成するための環境を提供することも可能であろう。

不活性であって、非毒であるにもかかわらず、様々なプラスチック及び金属のような装置に取り付けられる、移植可能な医用生体材料は、度々、炎症、繊維症、感染症、及び血栓症のような応答を引き起こす。過度の場合、これらのいくつかの応答によって、装置が、生体内で作動しないかもしれない。一般に、適度な細胞の炎症の応答が、素早い次の移植をすることを確認できる、特に、白血球、活性化した大食細胞、及び異質な体内の巨大細胞が、移植された装置の表面に取り入れられる。炎症応答が、通常であって、一般的に治癒プロセスの一要素である間に、炎症応答は、度々、移植された装置の表面上に実質的な頑丈なマトリックスを形成することで完結する。

金属ステントの血管又は冠動脈の留置に対する組織の応答についての多数の観点は、研究され、理解されている。一般的に、金属ステントの移植に対する血管のレスポンスについて、少なくとも三つのフェーズがある。これらのフェーズは、凝固因子の付着、炎症へと導く細胞の漸増、及び細胞の増殖を含む（例えば、Ｅｄｅｌｍａｎ Ｅ．Ｒ．ａｎｄ Ｒｏｇｅｒｓ，Ｃ．（１９９８）Ａｍ．Ｊ．Ｃａｒｄｉｏｌ. 、８１：４Ｅ−６Ｅを、参照されたい。）。これらのレスポンスの程度は、ステントの留置の領域の組織損傷の程度によって、必然的に決定される。

金属のステントの留置に続いて、起こることは、凝固因子の付着である。この場面において、タンパク質性の薄い膜が形成し、血管及びステントの表面を覆う。凝固因子の析出は、最も一般的には、ステント挿入の１〜３日以内に観察される。遊離した構造化されたマトリックスを形成する、ステント表面上のフィブリノゲン（及び、続いてのフィブリン）、及びフォンウィルブランド因子（ｖＷＦ）のような因子の付着によって、タンパク質性の膜は、形成される。このフェーズは、また、血小板粘着によって特徴付けられる。

最初のフェーズにおいて、ステント表面に付着する、凝固因子は、ステント挿入後、最初の一週間以内に、血管壁の腔内の層として機能する。凝固因子の接着の量は、全身性の抗凝固剤の存在によって影響されることが可能であり、通常、抗凝固剤は、ステント挿入処置に際し、投与される。

一般的には、炎症及び細胞の漸増は、凝固因子の接着に関係付けられる段階を経て、起こる。血栓症に続いて、白血球及びマクロファージのように、増加した炎症の細胞の数が血栓層に結合して確認される。この過程は、ステント挿入後、約３〜７日で起こる。この過程の間、炎症の細胞接着における変化も、また、見られ、接着している白血球の減少、及びステントの周辺の多核巨細胞を形成すると考えられているマクロファージの増加も同時に見られる。

この段階は、また、ステント表面上に、内皮細胞（ＥＣｓ）及び平滑筋細胞（ＳＭＣｓ）に関連付けて考えられる。移植組織上の内皮細胞付着及び内皮細胞層の形成は、ステント表面上で起こる血栓及び炎症の応答を調節する。ステント表面の近傍に、閉塞を形成することの危険性を軽減するので、このことは有益であると考えられる。

表面上の内皮細胞層の形成は、また、治癒の観点から有益である。ステントの近傍での通常の組織応答は、促進され、ステントの機能を損なうといった望ましくない組織の応答は、最小化される。理想的には、成熟した内皮は、移植の過程に続いて、ステント表面と結びついて形成される。成熟した内皮細胞は、他の細胞の応答、たとえば、ＳＭＣｓの増殖を調節することができる。

内皮細胞層の接着及び形成は好ましいが、それは、また、増殖期と結び付けられる。細胞の増殖は、ステント表面と結合して、ＥＣｓ及び／又はＳＭＣｓの実質的な増加の結果になると考えられる。ＥＣｓの適度の増殖は好ましいが、ＥＣｓの過度の増殖は、また、ＳＭＣｓの過剰増殖と関連付けられる。ＳＭＣｓの過剰増殖によって、肥厚化及び再狭窄となる。このように、ステント表面上で適度のＥＣ応答を促進することは、成熟した内皮細胞層を形成する方法であり、自然な治癒応答を促進する方法であり、及び伝統的なステント法と通常結び付けられるＳＭＣｓの過剰増殖を制限する方法である。

その上、最近は、血管又は冠血管において、薬剤溶出コーティング付きの金属ステントの留置に対する組織応答が、よく知られるようになった。

一般的に、薬剤溶出ステントの留置は、デバイス表面の内皮化を促進するために、長期間の全身の抗凝固治療（典型的には６ヶ月以上）を伴う。この治療が実行される場合であっても、デバイス表面の内皮化は、最適にはならない。

本発明は、生体内での移植可能な医療物品の機能を改良するコーティングを有する物品に関する。本発明は、また、被験者に、これらのコーティングされた医療物品を使用するための方法に関する。一般的に、コーティングされた医療物品は、治癒前応答に関連付けられた、一つ以上の生理学的な現象を促す。本発明の医療物品は、特に望ましい内皮細胞の応答を供給する方法で、装置の表面に形成される少なくとも一つの接着因子（例えば、マトリックスタンパク質、その活性部位、又はその結合部位）を有するコーティングを含み、そして、その内皮細胞の応答は装置の表面に接触する血液で起こすことが可能である。

一つの実施態様において、本発明のコーティングは、移植可能なデバイスの本体部に形成され、接着因子、フォト基、及び重合体材料を含む。重合体材料は、本体部の表面と接着因子の間の層に存在する。コーティングを形成する際に、フォト基は、重合体に接着因子を結合させるためか、デバイスの表面に接着因子を架橋するために、活性化される。接着因子は、コラーゲン又はラミニンのようなマトリックスたんぱく質である。いくつかの実施態様において、コラーゲンは、コラーゲンＩである。いつかの実施態様において、フォト基の化学は、非線維型のコラーゲンを有するコーティングを形成するために、利用される。本発明のコーティングは、ステントの表面に形成され、多数のステントは、金属又は金属合金材料で、通常形成される。

本発明に関連付けられる生体内の研究は、フォト基の化学を利用して、固定化された接着因子を含むコーティングが、移植の過程に続いて、内皮化の特に望ましいレベルを提供することを示す。言い換えれば、コーティングは、内皮細胞の接着を促進するが、表面上の他の細胞タイプの増殖を制限する結果にもなる方法である。このことは、重要なことであり、特に、医療現場の治療にとって、実質的な期間中に移植される、ステント等の医療デバイスにとって、重要である。

本発明のコーティングは、治癒前応答を提供するために、冠血管のステント上に形成される。この治癒前応答は、平滑筋細胞の増殖をも制限することができる内皮細胞層の制御された形成によって、特徴付けられる。これは、改良されたステント機能及びステント寿命時間によって、再狭窄の発生頻度を、徐々に減らすことができる。

本発明のいくつかの実施態様において、フォト基及び接着因子は、コーティングされた層及びコーティングされた層から抽出可能又は放出可能である生理活性剤を形成する重合体材料と結合して、使用される。フォト基によって固定化される、接着因子は、別の方法では、最適状態に及ばないか、異常な、内皮細胞応答を改良し、そのことは、生理活性放出層がコーティングのみとして利用されるとき、デバイス上で観察される。典型的には、長期の全身の抗凝固治療を必要とする、薬剤抽出コーティングを有するデバイスに適した治療を改良することができるので、本発明のこの実施態様は、有効である。

いくかの実施態様において、本発明は、本体部表面を有する本体部、並びに本体部表面上の生理活性剤放出コーティングであって、接着因子及びフォト基をさらに含有するコーティングを含む、コーティングされた血管の医療デバイスを提供する。生理活性剤放出コーティングは、組織又は体液と接触する第一の層であって、主に、側鎖フォト基を有する接着因子を含有する第一の層を含む。そのコーティングは、また、本体部表面と第一の層の間に配置される第二の層であって、重合体材料と生理活性剤を含む第二の層を含む。フォト基は、重合体材料に接着因子を結合させる。

関連する実施態様において、本発明は、生理活性剤を含む移植可能な医療物品の表面の内皮化を改良するための方法を提供する。その方法は、重合体材料、生理活性剤、接着因子、及び重合体材料に接着因子を結合させるフォト基を含むコーティングを有する医療物品を供給することを含む。その方法においての別の工程は、被験者にコーティングされた医療物品を移植する工程、さらに、コーティングが、被験者に対して、接着因子とフォト基なしで観察される内皮化のレベルよりも大きいレベルを促進する工程を含む。

別のやり方では、コーティングは、望ましくない内皮化の高いレベルを促進する、デバイスの表面上（たとえば、ステントの剥き出しの金属表面上）に形成される。フォト基と接着因子を含むコーティングは、また、これらのタイプの移植可能なデバイス表面上に内皮応答を調節するために、使用される。いくつかの態様において、本発明のコーティングは、たとえば、移植の過程の後、平滑筋細胞の過増殖を促進する表面上の内皮化を制御するために使用される。それゆえ、いくつかの実施態様において、コーティングは、長期間、体内に移植されたデバイスの機能に対して有効であって、陽性で、低いレベルの内皮化を提供することができる。

特に、フォトコラーゲンでコーティングされたステントは、移植過程後の制御された内皮化を示した。そして、内皮細胞の単一層の形成を示した。比較として、コーティングされていない（裸の金属）ステントは、内皮細胞の肥大化に向かう傾向があり、内皮化のさらに高いレベルで観察された（内皮細胞が、細胞の単一層より多い量で接着する。）。

それゆえ、別の実施態様において、本発明は、金属又は金属合金を含み、及び本体部表面を有する本体部、並びにその本体部表面上のコーティングを備える、コーティングされた血管の医療デバイスを提供する。コーティングは、組織又は体液と接触し、及び主に、側鎖のフォト基を含有する接着因子を含む第一の層、並びに、その本体部表面とその第一の層の間に配置される第二の層であって、重合体材料を含む第二の層、を含む。フォト基は、重合体材料に接着因子を結合させる。たとえば、重合体材料は、ポリ（パラ−キシリレン）のような、伸展性合成ポリマーである。コーティングは、第二の成分を含む第一のコーティングされた層、及び光反応性基を介して第二の成分とカップリングする接着因子を含む第二のコーティングされた層を含むことができる。

関連した実施態様として、本発明は、移植可能な医療物品の表面の内皮化を制御するための方法を提供する。その方法においての一つの工程は、医療物品の表面の内皮化に関しての情報を得る工程を含み、その医療物品が、所定期間後に被験者に移植される時に、第一レベルの内皮化を有し、その第一レベルの内皮化が好ましくない組織応答に結び付けられる。その方法においての別の工程は、コーティングされた医療物品を形成するために、少なくとも一つの接着因子及びフォト基を含むコーティングを有する、医療物品を提供する工程を含む。その方法においての別の工程は、コーティングされた医療物品を被験者に移植する工程を含み、コーティングが被験者に促進する第二レベルの内皮化が、所定期間後、第一レベルの内皮化よりも少なくなる。いくつかの実施態様において、好ましくない組織応答は平滑筋細胞の過剰増殖である。いくつかの実施態様において、被験者とは、人間であり、所定期間とは、約二週間か、二週間超である。実施態様のいくつかにおいては、所定期間とは、約四週間である。

いくつかの実施態様において、方法は、腔内のプロステーシス、血管のプロステーシス、又はステントのコーティングを供給することを含む。ステントは、循環器の状態を治療するために使われるステントの一群から選ばれる。

いくつかの実施態様において、移植する工程は、被験者の血管の位置に医療物品を運搬することによって、実行される。それから、コーティングされた物品は、被験者に移植され、医療物品の表面上に内皮層の細胞の形成を引き起こすためには充分な期間が確保される。

別の実施態様において、本発明は、生分解性ポリマーで形成された本体部を含み、接着因子及びフォト基を含むコーティングを有する、コーティングされた血管の医療デバイスを提供する。フォト基は、本体部の生分解性ポリマーに接着因子を結合させる。

図１ａから１ｄは、Ｎｅｗ Ｚｅａｌａｎｄの白ウサギより、７日間外植された、被膜のステント及び被膜をしていないステントの表面の走査電子顕微鏡写真（ＳＥＭ）の像（７５×）である。

裸の金属ステント（ＢＭＳ）の図である。 薬剤溶出のコーティングされたステント（ＤＥＳ）の図である。 ＨＢＰＲ／ラミニン-１コーティングを有する、ＢＭＳの図である。 ＨＢＰＲ／ラミニン-１コーティングを追加した、ＤＥＳの図である。

図２ａから図２ｄは、ＮｅｗＺｅａｌａｎｄの白ウサギより、７日間外植された、コーティングされたステント及びコーティングされていないステントの表面のＢＢＩで染色された細胞（核染色）の免疫蛍光顕微鏡写真の像である。

ＢＭＳの図である。 ＤＥＳの図である。 ＨＢＰＲ／ラミニン-１コーティングを有する、ＢＭＳの図である。 ＨＢＰＲ／ラミニン-１コーティングを追加した、ＤＥＳの図である。

Ｎｅｗ Ｚｅａｌａｎｄの白ウサギより、７日間外植された、金属ステント及び接着因子でコーティングされた金属ステントの表面の内皮応答のグラフである。

Ｎｅｗ Ｚｅａｌａｎｄの白ウサギより、１４日間外植された、金属ステント及び接着因子でコーティングされた金属ステントの表面の内皮応答のグラフである。

図５Ａから５Ｆは、Ｎｅｗ Ｚｅａｌａｎｄの白ウサギより、７日間外植された、コーティングされたステント及びコーティングされていないステントの表面の走査電子顕微鏡写真（ＳＥＭ）の像（１２×と３５×）である。

裸の金属ステント（ＢＭＳ）の図である。 裸の金属ステント（ＢＭＳ）の図である。 コラーゲンＩコーティングを有する、裸の金属ステント（ＢＭＳ）の図である。 コラーゲンＩコーティングを有する、裸の金属ステント（ＢＭＳ）の図である。 ラミニン１コーティングを有する、裸の金属ステント（ＢＭＳ）の図である。 ラミニン１コーティングを有する、裸の金属ステント（ＢＭＳ）の図である。

図６Ａから６Ｆは、Ｎｅｗ Ｚｅａｌａｎｄの白ウサギより、１４日間外植された、コーティングされたステント及びコーティングされていないステントの表面の走査電子顕微鏡写真（ＳＥＭ）の像（１２×と３５×）である。

裸の金属ステント（ＢＭＳ）の図である。 裸の金属ステント（ＢＭＳ）の図である。 コラーゲンＩコーティングを有する、裸の金属ステント（ＢＭＳ）の図である。 コラーゲンＩコーティングを有する、裸の金属ステント（ＢＭＳ）の図である。 ラミニン１コーティングを有する、裸の金属ステント（ＢＭＳ）の図である。 ラミニン１コーティングを有する、裸の金属ステント（ＢＭＳ）の図である。

図７Ａから７Ｃは、血栓の応答を示し、ブタの体外房室シャントのモデルから撮られた、コーティングされたステント及びコーティングされていないステントの表面の走査電子顕微鏡写真（ＳＥＭ）の像である。

下記に示される本発明の実施態様は、網羅的なものにするつもりはなく、以下の詳細内容によって開示されている正味の内容に本発明を制限するつもりはない。むしろ、当業者が、本発明の原理及び実施内容を認識し、理解できるように、本実施態様は選択されて述べられている。

ここにおいて取り上げている、全ての公報及び特許は、本願に引用して援用される。ここにおいて開示される公報及び特許は、開示の為だけに提供される。ここにおいて引用されている如何なる公報及び／又は特許を含めて、本発明者が、如何なる公報及び／又は特許を予見する資格がないことを認めて、ここにおいて構成されているものはない。

本発明のコーティング及び方法は、物品のコーティングされた表面の内皮化を促進するために、使用することができる。内皮化は、移植された医療デバイスの表面上に内皮細胞の持続性のある層の接着及び形成に関連する。表面の内皮化は、デバイス（例えば、ステント）の機能を改良することができ、広範囲な治癒前応答の状況のもとで起こることが可能である。

内皮化は、新生内膜の蓄積を防止することにより有益であり、それによって、移植されたデバイスの再狭窄の可能性を軽減することができる。内皮化を促進する本発明のコーティングは、また、非血栓形成性の表面を防止することによって、亜急性型で、遅発型のステント血栓症の発生頻度を軽減することができる。これらのコーティングは、内皮細胞の素早い接着性を促進し、充分に形成され、持続性のある内皮細胞層へと導くことができる。

いくつかの実施態様において、本発明は、デバイス、コーティング、及び方法を提供し、特に、内皮化は、制御された方法において、起こる。このことは、本発明のコーティングは、コーティングされた表面に内皮細胞の接着を促進し、成熟内皮細胞層の形成を促進するが、内皮細胞応答をも促進する他の表面上で、時々観察される強い増殖応答を制限することを、意味する。内皮化は、新生内膜の蓄積を防止することにより有益であり、それによって、移植されたデバイスの再狭窄の可能性を軽減することができる。

制御された方法で内皮化を促進するコーティングは、ここに述べられた接着因子を使用して、形成されることが可能である。接着因子は、プロテインのインテグリン系の一部に結合する、因子のグループから選ばれる成分を含む。たとえば、コーティングは、コラーゲン、ラミニン−５、ビトロネクチン、エンタクチン、テネイシン、トロンボスボンジン及びＩＣＡＭ（細胞間接着分子）から選ばれる因子を含むことができる。これらの接着因子の活性部位もまた、これらの因子が部位に結合するのと同様に、使用される。

いくつかの実施態様において、コーティングは、接着に含まれる細胞表面の抗原に対する抗体を含むことができる。たとえば、コーティングは、ＣＤ３４、又はＣＤ３４の結合部、たとえば、ＭａｄＣＡＭ若しくはＬ−ｓｅｌｅｃｔｉｎ、に対する抗体を含む。
Ａｎｔｉ−ＣＤ３４の単クーロン抗体は、人間の末梢血から前駆内皮細胞に結合する。これらの前駆細胞は、内皮細胞に分化する（Ａｓａｈａｒａら(１９９７)Ｓｃｉｅｎｃｅ２７５：９６４−９６７．）。ＣＤ３４に対して直接に向く単一クーロン抗体を作り出す雑種細胞は、Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｔｙｐｅ Ｔｉｓｓｕｅ Ｃｏｌｌｅｃｔｉｏｎ（Ｒｏｃｋｖｉｌｌｅ，Ｍｄ．）から得られる。

ここに示される検討内容は、本発明のコーティングを利用して、二重の損傷の腸骨の動脈を有するウサギのモデルを用いて、ステント表面の内皮化を実証する。接着因子を含むコーティングは、裸の金属ステントと、事前に形成された薬剤溶出コーティングを有すステントの両方において形成された。それらのステントは、ウサギに移植され、７日後と１４日後に取り除かれた。そして、内皮細胞接着は、それらのステント上で、評価された。

本発明のコーティングは、ステント表面の素早い内皮化を促進することができた。特に、内皮層は、充分に形成され、その形成後維持された（例えば、細胞接着は、一過性ではなかった。）。これらの望ましい特性は、コーティングされたステントの表面上に、僅かに確認できるか又は、はっきりとは確認できず、フィブリン沈着物であることを観察できることによって支持される。比較として、フィブリン沈着物は、薬剤溶出コーティングのみを有するステント上で観察された。

内皮化された表面のこれらの特性は、むしろ注目すべきことであった。投与した、コーティングされたステントは、生体内に留置され、それゆえ、内皮細胞は勿論、免疫細胞、血栓形成の成分を含めて、幾種もの自然に発生する細胞及び成分に曝された。コーティングにコラーゲンを含んだステントの望ましい内皮化は、また、迅速に誘引する血小板に示された先行技術のいくつかのコラーゲンコーティングの観点において驚愕し、高い血栓形成力の表面へ導くことが可能である。

また、ここにおいて示される検討内容は、フォト基−固定化コラーゲンを利用して、体外のブタのＡＶシャントで、治療的に受け入れられるレベルのステント表面の血栓症を示す。フォト基−固定化コラーゲンの表面は、過剰な、望ましくない血栓症を示す、フォト基の化学で形成されないコラーゲンコーティングと比較すると、望ましい低いレベルの血栓症を示した。

接着因子とフォト基を含むコーティング（薬剤溶出（ＤＥ）マトリックスはない）は、ステント表面の制御された内皮化を促進することができた。この制御された内皮化は、本発明のコーティングを有しないステントで観察されるレベルよりも少ないレベルの内皮細胞の被覆を提供した。内皮細胞被覆のこの低いレベルは、平滑筋細胞の軽減された増殖と相関する。ステントの失敗へと導く好ましくない組織応答の速度を落とすことができるので、そのような制御された内皮化が好ましい。ステントの失敗は、典型的には、平滑筋細胞の過剰増殖及び移植部位の再狭窄によって、特徴付けられる。

一般的に、本発明のコーティングは、接着因子、その活性部位、又はその結合部材を含み、フォト基を使用して、移植可能な医療物品の表面上に固定される。本発明の幾つかの実施態様に従って、コラーゲンを基本にしたコーティングを述べる。移植可能な医療物品は、病状の予防又は治療のために、哺乳動物に導入される物品である。

移植可能な医療物品は、後述の物品を含むが、それらに制限されない。移植可能な医療物品は、血管のインプラント及びグラフト、グラフト、外科用のデバイス、並びに、合成のプロステーシス（装具）、並びに、ステントを含む血管のプロステーシス（装具）、内部人工器官、ステント−グラフト（例えば、腹部大動脈瘤（ＡＡＡ）ステント−グラフト）、及び血管内−ステントのコンビネーション、並びに、小さい直径のグラフト、腹部大動脈瘤グラフト、創傷被覆材及び創傷管理用デバイス、並びに、止血バリア、並びに、メッシュ及びヘルニアプラグ、並びに、子宮出血用パッチ、心房中隔欠損（ＡＳＤ）用パッチ、卵円孔開存（ＰＦＯ）用パッチ、心室中隔欠損（ＶＳＤ）用パッチ、心膜のパッチ、心外膜のパッチ、及び他の一般的な心臓パッチを含むパッチ、並びに、心膜のサック、並びに、ＡＳＤ、ＰＦＯ、及びＶＳＤのクロージャデバイス、並びに、経皮のクロージャデバイス、僧帽弁修復デバイス、並びに、心臓弁、静脈弁、大動脈フィルタ、並びに、左心耳のフィルタ、並びに、弁の弁輪形成デバイス、並びに、ペースメーカー、及び移植可能な電気除細動器（ＩＣＤ）の鉛を含む、移植可能な電気鉛、並びに、カテーテル、並びに、神経動脈瘤パッチ、並びに、中心静脈アクセスカテーテル、血管アクセスカテーテル、膿瘍ドレナージカテーテル、薬剤注入カテーテル、親の摂食カテーテル、静脈内カテーテル（例えば、抗血栓剤で処置すること）、脳卒中治療のカテーテル、血圧及びステントグラフトカテーテル、並びに、吻合デバイス、及び吻合クロージャ、並びに、動脈瘤排除装置、たとえば、神経動脈瘤コイル、並びに、グルコースセンサーを含むバイオセンサー、並びに、受胎調節デバイス、並びに、豊胸インプラント、唇インプラント、顎及び頬インプラントを含む美容のインプラント、並びに、心臓のセンサー、並びに、感染予防のデバイス、並びに、膜、並びに、組織足場材、並びに、小腸粘膜下（ＳＩＳ）のマトリックスを含む組織関連材料、脳脊髄液のシャント、緑内障の排出シャントを含むシャント、並びに、歯科用途のデバイス及び歯科用のインプラント材、並びに、耳用途のデバイス、たとえば、耳用のドレナージチューブ、鼓膜切開術用のベントチューブ、及び蝸牛インプラント材、並びに、眼科用途のデバイス、並びに、ドレナージチューブカフ、埋め込まれる薬剤の注入のチューブカフ、カテーテルカフ及び縫い物カフ、並びに、脊髄及び神経用途のデバイス、並びに、神経再生導管、並びに、神経系のカテーテル、並びに、神経系パッチ、並びに、整形外科用途のデバイス、たとえば、整形外科用途の関節インプラント材、骨修復／増強デバイス、及び軟骨修復デバイス、並びに、泌尿器用のデバイス及び尿道用途のデバイス、たとえば、泌尿器用途のインプラント材、膀胱スリングを含む膀胱用途のデバイス、腎臓用途のデバイス及び血液透析用途のデバイス、人工肛門袋取り付け装置、並びに、胆道ドレナージ製造物である。

他の代表的なデバイスは、自己拡張可能な中隔な動脈管開存、並びに、ニチノールワイヤーメッシュで構成され、及びポリエステル繊維（例えば、ＡＧＡ Ｍｅｄｉｃａｌ、Ｇｏｌｄｅｎ Ｖａｌｌｅｙ、ミネソタ州から入手可能）で充填されるか、会合される卵円孔開存（ＰＦＯ）を含む。

本発明のいくつかの実施態様において、本発明のコーティングは、腔内プロステーシス上に形成される。腔内プロステーシスの例は、自己拡張するステント、バルーン拡張されるステント、分解可能な冠血管のステント、抹消の冠血管のステント、食堂のステント、尿管のステント、及び尿道のステントを含む。多くの場合において、腔内プロステーシスは、血管内のプロステーシスである。

制御された方法で、内皮細胞層を形成することが望まれる、いかなる移植可能な医療デバイス上で、本発明のコーティングを形成することが可能な時期に、血管内のステントは、実証される。多数のステントの構成は述べられ、当該技術において、よく知られている。さらに、本発明のコーティングによって、利益を得ることができる。本発明のコーティングは、所定のここにおいての教示及び／又は当該技術において公知の教示を利用して、実質的にはいかなるステントの構成上に形成させることが可能である。

接着因子を含むコーティングを有する医療物品は、また、二つ以上の「部材」（例えば、医療物品を形成するために集められる医療物品の片）であって、特に、その部材の少なくとも一つは、コーティングを備える部材であり、それらを備える物品を組み立てることによって作製することが可能である。医療物品の全ての部材又は一部の部材は、接着因子に基づいたコーティングを備えることが可能である。これに関して、本発明は、また、本発明のコーティングを備える医療物品の部材（例えば、完全には組み立てられていない物品）を有することが可能である。

医療物品が形成される材料の一般的な種類は、天然ポリマー、合成ポリマー、金属、及びセラミックスを含む。これらの一般的な種類の材料のいかなる組み合わせは、移植可能な医療物品を形成するために、使うことができる。

移植可能な物品（例えば、ステント）を形成するために、使うことが可能な金属は、白金、金、タングステンを含み、さらに、他の金属であって、たとえば、レニウム、パラジウム、ロジウム、ルテニウム、チタニウム、ニッケル、並びにこれらの金属の合金、たとえば、ステンレス鋼、チタニウム／ニッケル、ニチノール合金、コバルトクロム合金、非鉄合金、及び白金／イリジウム合金も同様に含む。一つの代表的な合金は、ＭＰ３５である。

移植可能な医療物品は、合成ポリマーから形成することができる。合成ポリマーは、オリゴマー、ホモポリマー、及び付加重合又は縮合重合の結果により生成されたコポリマーを含む。好適な付加重合ポリマーの例は、後述のポリマーを含むが、それらに制限されない。付加重合ポリマーの例は、アクリル系樹脂、たとえば、メチルアクリレート、メチルメタクリレート、ヒドロキシエチルメタクリレート、ヒドロキシエチルアクリレート、アクリル酸、メタクリ酸、グリセリルアクリレート、グリセリルメタクリレート、メタクリルアミド、及びアクリルアミドから重合される樹脂、並びに、ビニル系樹脂、たとえば、エチレン、プロピレン、ビニルクロライド、ビニルアセテート、ビニルピロリドン、及びビニリデンジフルオリドから重合される樹脂である。縮合重合ポリマーの例は、後述のポリマーを含むが、それらに制限されない。縮合重合ポリマーの例は、ポリカプロラクタム、ポリラウリルラクタム、ポリヘキサメチレンアジパミド、及びポリヘキサメチレンドデカンジアミドのようなナイロン樹脂、さらに、ポリウレタン、ポリカーボネート、ポリアミド、ポリスルホン、ポリ（エチレンテレフタレート）、ポリ乳酸、ポリグリコール酸、デキストラン、デキストランスルフェート、ポリジメチルシロキサン、及びポリエーテルケトンである。

いくつかの場合において、移植可能な医療物品上に形成される、本発明のコーティングは、分解可能な重合体から、部分的に又は完全に作られる。その物品は、水分が存在する状況下で分解することができ、たとえば、加水分解だけで分解し、また、酸素によっても分解する。

その物品の構造を形成するために使うことができる合成ポリマー類の例は、ポリエステル、ポリアミド、ポリウレタン、ポリオルトエステル、ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）、ポリイミノカーボネート、脂肪族のカーボネート、ポリホスファゼン、ポリ酸無水物、及びそれらのコポリマーを含む。本発明の装置に関して、使うことができる生分解性の材料の特定な例示は、ポリ乳酸、ポリグリコール酸、ポリジオキサノン、乳酸−グリコール酸コポリマー、グリコール酸−ポリジオキサンコポリマー、ポリ酸無水物、グリコール酸−トリメチレンカーボネートコポリマー、及びグリコール酸−カプロラクトンコポリマーを含む。

いくつかの実施態様において、コーティングは、側鎖のフォト基を有する接着因子を含む組織又は体液と接触する第一の層、本体部表面と第一の層の間に配置され、重合体材料を含む第二の層を含む。第二のコーティングされた層は、接着因子及びフォト基を含む層の形成を促進することができる。

第二のコーティングされた層は、移植可能な物品の表面に形成される、重合体材料のベース層である。たとえば、第一のコーティングされた層は、金属ステント、たとえば、パリレン^TM層、又はシランを含む層、たとえば、ヒドロキシ若しくはクロロシランに形成される、重合体材料のベースコートである。

パリレン^TM（ポリ（パラ−キシリレン））のベース層は、典型的には、たいへん薄く（０．１ミクロンから７５ミクロン）、持続性があり、不活性であり、透明であり、等角なフィルムである。パリレン^TMは、蒸着重合（ＶＤＰ）として知られる方法によって、排気された堆積チャンバー内で基体に利用される。これは、第一の反応ゾーン中で、おおよそ１５０℃では、白色の結晶性粉末である、ジ−パラ−キシリレンを熱することによって形成される、蒸気の自然再昇華を含む。それから、この予備的に熱することによって得られる蒸気は、分子レベルで開裂するか、反応性が高いモノマーガスである、パラ−キシリレンを形成するために、６５０℃から７００℃の第二のゾーンにおいて、熱分解をする。このモノマーガスは、堆積チャンバーに導入され、チャンバー内において、再昇華し、それから、室温中で、基体上で重合化し、透明なフィルムを形成する。最後の段階において、パラ−キシリレンは、コーティングされた対象物の表面上に自然に重合する。コーティングは、曝された全ての基体表面、及びエッジ上であって、隙間においては、予期可能な速度で、等角なフィルム（ポリ−パラ−キシリレン）として、成長する。パリレン^TMの形成は、自然反応であり、触媒は必要ない。

金属ステントの表面上にパリレン^TMベース層を形成するための方法は、２００５年、１１月３日に出願された、米国公開２００５／０２４４４５３号（Ｓｔｕｃｋｅら)に詳細に述べられている。

一つの方法において、コーティングは、物品の表面上にパリレン^TMのベース層を供給することによって形成され、それから、フォト基を介して、ベース層にフォト−接着因子を付着させる。例として、パリレン^TMコーティングを有する金属ステントが供給される。フォト−接着タンパク質、たとえば、フォト−コラーゲンＩは、パリレン^TMコーティング上で処理される。それから、ステントの表面は、ＵＶ光で処置され、フォト基を活性化し、結果として、パリレン^TM層にコラーゲンが結合することになる。

その方法は、フォト−接着タンパク質を含む組成物中に、パリレン^TMでコーティングされたステントを浸漬し、それから、ＵＶ光でその組成物を処置することによって、実行される。多くの実施態様において、フォト−接着タンパク質の濃度は、約５μｇ／ｍＬ以上、又は約１０μｇ／ｍＬ以上である。フォト基−誘導体マトリックスタンパク質は、米国特許５７４４５１５号（Ｃｌａｐｐｅｒ）に述べられているようにして、調製することができる。

実施態様であって、コーティングが、ポリペプチド成分の架橋層を含む、実施態様を参照すると、コーティングは、接着因子、たとえば、コラーゲンを供給し、光活性基（例えば、フォト−コラーゲン）を含むことによって形成することが可能となる。これらの実施態様において、フォト−コラーゲンは、活性化され、他のフォト−コラーゲンを含めて、コーティング組成物中の他の成分に架橋する。

代替として、コーティングは、コーティング組成物を、光反応性の架橋剤であるカップリング剤の部位に結合させることによって、形成することができる。光で活性化され得る架橋剤は、非イオン性又はイオン性である。光で活性化され得る架橋剤は、適切な光活性化エネルギー源に曝される時に、化学的に反応することになる、少なくとも二つの潜在的な光活性基を含むことができる。

実施の一つの態様において、本発明のコーティングは、薬剤溶出コーティング、たとえば、薬剤溶出ステントを含む医療物品の機能を改良するために使われる。本発明のコーティングは、一つ以上の接着因子が、デバイスの表面上に内皮細胞付着及び内皮細胞層の形成を誘発するには充分な方法で現に存することを可能にする。加えて、本方法は、コーティングの薬剤放出性能、及びコーティングの全ての望ましい物理的な性能、たとえば、等角性と規則性の性能をも維持する。

ある発生率で、薬剤放出ステント、たとえば、薬剤溶出ステントは、再狭窄のような有害な組織反応のため、失敗になりやすい。これに関して、本発明の接着因子のコーティングは、また、薬剤放出コーティングを有するステントに結合して形成され、生体内で、ステント機能を改良するために、総合的な利益を提供する。薬剤放出ポリマーシステムを備えるステントの例は、たとえば、米国特許６６６９９８０号に述べられ、当該特許は、ポリ（スチレン−イソブチレン−スチレン）を含むコーティングを備える医療デバイスの製作を教示し、さらに、米国特許６２１４９０１号にも述べられ、当該特許は、疎水性の薬剤（例えば、ラパマイシン）の放出のためのコーティングを調製するには充分なポリ（アルキル（メチル）アクリレート）及びエチレン−ビニルコポリマーに基づいたコーティングされた組成物を教示し、さらにまた、米国特許公開２００５／０２２０８４３号及び２００５／０２４４４５９号に述べられているように、薬剤運搬に有益である他の疎水ポリマーシステムにも述べられている。

分解可能なポリマーは、また、コーティングから放出し得る生理活性剤を含むポリマーとしても利用される。分解可能なポリマーの例は、ポリマーの主鎖に、加水分解的に不安定な結合を有するポリマーを含む。本発明の分解可能なポリマーは、バルク的に侵食された性能を有するポリマー及び表面的に侵食された性能を有するポリマーの両方を含む。

代表的な合成分解ポリマーは、ポリエステル、たとえば、ポリ（乳酸）（ポリ（ラクチド））、ポリ（グリコール酸）（ポリ（グリコリド））、ラクチド−グリコリドコポリマー、及びポリ（ジオキサノン）、並びに、ポリラクトン、たとえば、ポリ（カプロラクトン）、ポリ（バレロラクトン）、及びコポリマー、たとえば、グリコリド−ポリジオキサンコポリマー、グリコリド−トリメチレンカーボネートコポリマー、及びグリコリド−カプロラクトンコポリマー、並びに、ポリ（エーテルエステル）マルチブロックコポリマー群、たとえば、ポリ（エチレングリコール）（ＰＥＧ）／ポリ（ブチレンテレフタレート）（ＰＢＴ）ブロックコポリマー（米国特許５９８０９４８号参照）、及びグリコリド−ε−カプロラクトンセグメントとラクチド−グリコリドセグメントからなるポリエステルコポリマー、並びに、ポリ（３−ヒドロキシブチレート）、ポリ（３−ヒドロキシバレレート）、ポリ（タルトロン酸）、ポリ（β−マロン酸）、及びポリ（プロピレンフマル酸）、並びに、分解可能なポリエステルアミド、並びに、分解可能なポリ酸無水物及びポリアルケン酸無水物（例えば、ポリ（セバシン酸）、ポリ（１、６ビス（カルボキシフェノキシ）ヘキサン、ポリ（１、３−ビス（カルボキシフェノキシ）プロパン）、並びに、分解可能なポリカーボネート及び脂肪族カーボネート、並びに、分解可能なポリイミノカーボネート、並びに、分解可能なポリアリレート、並びに、分解可能なポリオルトエステル、並びに、分解可能なポリウレタン、並びに、分解可能なポリホスファゼン、並びに、分解可能なポリヒドロキシアルカノアート、並びに、分解可能なポリアミド、並びに、分解可能なポリペプチド、並びに、それらのコポリマー、並びに、欧州特許１５５５２７８号に述べられているように、マルチブロックコポリマー、以上の群から選択することができる。

いつかの実施態様において、分解可能なポリマーは、疎水性のポリサッカライドである。たとえば、２００７年３月１５日に出願された米国特許出願１１/７２４５５３号（Ｃｈｕｄｚｉｋ)に述べられているように、側鎖の疎水基を有する代表的な疎水性のポリサッカライドは、脂肪酸誘導体のポリ−α（１→４）グルコピラノースポリマを含む。

いくつかの場合において、薬剤溶出コーティングは、光活性基を活性化するために使われた出所源から放出される、ある波長の光に感じる薬剤を含む。たとえば３００ｎｍ以下の範囲の波長で照射された時に、薬剤は分解しやすい。３００ｎｍ未満の波長で照射された時に分解を受けやすい代表的な化合物は、以下の化合物を含むが、それらの化合物には限定されない。それらの化合物は、シロリムス（ラパマイシン；Ａ_max＝〜２９０ｎｍ）、ラパマイシンの誘導体（「ラパログ」）、タクロリムス、ＡＢＴ−５７８、エベロリムス、パクリタキセル（Ａ_max＝〜２３１ｎｍ）、及びタキサンである。

薬剤溶出コーティング中の薬剤の分解を最小化にするために、フォト基をコーティングされた層は、フィルタを利用して形成することができる。好ましくは、フォト基の活性を促進するが、薬剤の分解を最小化にするフィルタが利用される。典型的には、フィルタは、フィルタを通過することに対して許容される光の波長によって差別化される。本発明に関連して使うことが可能である、代表的なタイプのフィルタは、ウルトラ−バイオレットカット−オフフィルタ、ウルトラ−バイオレットトランスミッティングフィルタ、バンドパスフィルタ、及びカラードフィルタから選択されるフィルタを含む。

いくつかの場合において、デバイスの表面にカップリングされない親水性の薬剤、たとえば、別のポリペプチドは、接着因子、たとえば、コラーゲン又はラミニンを含むコーティングされた層に現に存することが可能である。これらの場合において、コラーゲン及び／又はラミニンは表面にカップリングされているが、親水性薬剤はコーティングから放出され得る。

いくつかの実施態様において、本発明のコーティングは、コラーゲン又は、その活性部位を含む。たとえば、コーティングは、コラーゲンＩ及びコラーゲンIVから選択されるコラーゲンを含む。

いくつかの実施態様において、コーティングは、コラーゲンの接着因子及び一つ以上の他の接着因子を含むように、組み合わせの接着因子を含む、実施のいくつかの態様において、コーティングは、コラーゲンＩ又はコラーゲンIV、及びコラーゲン又はコラーゲンの由来物ではない接着因子を利用して形成される。

コラーゲンＩが、デバイス上にコーティングされ、繊維状又は非繊維状のコラーゲンをコーティングした表面を提供することが可能である。多くの実施態様において、コーティングは、非繊維状のコラーゲンＩを提供する方法により形成される。

たとえば、フォト−コラーゲン−Ｉは、低ｐＨ（例えば、〜ｐＨ２．０）を有する組成物中で調製することが可能であって、移植可能な物品の表面をコーティングするために使用することが可能である。そして、フォト−コラーゲン−Ｉが、非繊維状であるコーティングを形成する。その溶液のｐＨを上昇させることによって（例えば、〜ｐＨ９．０まで）、繊維状の方向へと自己組織化することが促進される。

コラーゲンコーティングを有するステントは、（ａ）ステントの供給工程、及び（ｂ）フォト基及び接着因子を含んで、ステント上にコーティングを形成する工程であって、コーティング中の接着因子を固定化するために、フォト基を活性化するためのサブ工程を含む工程、を含む方法によって、形成することができる。

いくつかの実施態様において、ステントは金属又は金属合金材料を含む。それゆえ、コラーゲンコーティングを形成するための方法は、（ａ）ポリマー材料のコーティングされた層を含むステントを供給する工程、並びに、（ｂ）コラーゲン及びフォト基を含むコーティングされた層を形成する工程であって、そのフォト基がポリマー材料上でコラーゲンのコーティングされた層を形成するために活性化される工程、を含むことができる。

本発明のいくつかの実施態様において、コーティングは、ラミニン、又はその活性部位を含む。ラミニンタンパク質系統群は、基底ラミナで自然に確認されるマルチドメインの糖タンパク質を含む。ラミニンは、ヘテロ三量体の同一ではない三つの鎖であって、すなわち、ジスルフィド結合によって安定化されるヘテロ三量体分子を形成するために、コイルドコイル構造でカルボキシ−終端で結合する、一つのα、β、及びγ鎖である。各々のラミニン鎖は、別々の遺伝子によってコード化されるマルチドメインタンパク質である。各々の鎖の数種のアイソフォームは、述べられている。異なるアルファ、ベータ、及びガンマ鎖のアイソフォームは、異なるヘテロ三量体のラミニンアイソフォームを生成するために組み合わせる。

移植可能な医療物品上のコーティングは、ラミニン−５又はその活性部位を含むことができる。ラミニン−５は、アルファ３及びベータ３の鎖と共にガンマ２から構成される（ラミニンα３β３γ２の鎖）。それは、ＥＣＭの中に分泌された後に、より小さい形状へと、特有なタンパク質切断を起こす４６０ｋＤ分子として、初期に合成される。そのサイズの縮小は、α３及びγ２のサブユニットに対して、１９０−２００から１６０kＤ及び１５５から１０５ｋＤ、それぞれの加工をした結果である。ラミニン−５は、根底にある基底膜に上皮細胞を連結する、固着させるフィラメントの欠くことができない部分である。

コーティングは、ラミニン−５の活性部位を含み、その活性部位は、ラミニン−５の鎖の一つ以上にあるか、その鎖の一つの一部分か、又はそれらの組み合わせであってもよい。いくつかの実施態様において、ラミニンα３鎖、又はその部分は、移植可能な医療物品上のコーティング中に含まれる。

ラミニンα３鎖の一部分は球状の構造を有し、Ｇドメインとして示され、それ自身、ＬＧリピートとして示される五つのタンデムリピートから構成される。ＬＧ３モジュールとして示される、Ｇドメイン内のモジュールの一つは、細胞の接着、伝播、及び遊走を含む重要なＬｎ−５活性を増やすために示される（Ｓｈａｎｇ、Ｍ．ら（２００１）Ｊ.Ｂｉｏｌ．Ｃｈｅｍ．２７６：３３０４５−３３０５３）。ヒトのＬＧ３の配列は、ＮＣＢＩ（Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｃｅｎｔｅｒ ｆｏｒ Ｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ Ｉｎｆｏｒｍａｔｉｏｎ）ナンバーＡ５５３４７として、入手可能である。

一つの実施態様において、コーティングは、ラミニンα３鎖のＬＧ３配列を有するポリプチドを含む。

Ｇドメイン内の他のより短いペプチドは、また、そのコーティング中に使われてもよい。たとえば、ペプチド配列のＰＰＦＬＭＬＬＫＧＳＴＲ及びＮＳＦＭＡＬＹＬＳＫＧＲは使われる。

ラミニン−５は、ＨａＣａＴ（自然に不死化したヒトのケラチノサイト；Ｂｏｕｋａｍｐ、Ｐ．ら（１９８８）Ｊ．Ｃｅｌｌ Ｂｉｏｌ １０６：７６１−７７１）及びＨＴ−１０８０（ヒトの繊維肉腫；ＡＴＣＣ、ＣＣＬ−１２１）を含む色々な株細胞から得ることができる。ラミニン−５に対するポリクロナール抗体は、商業的には、たとえば、Ａｂｃａｍ（＃ａｂ１４５０９；Ｃａｍｂｒｉｄｇｅ、マサチューセッツ州）から入手可能であり、ラミニン−５鎖に対するモノクロナール抗体は、商業的には、たとえば、Ｃｈｅｍｉｃｏｎ（マウスの抗ラミニン−５γ２副鎖ＭＡｂ、Ｔｅｍｅｃｕｌａ、カリフォルニア州）及びＴｒａｎｓｄｕｃｔｉｏｎ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ（マウスの抗ラミニン−５β３副鎖ＭＡｂ；Ｌｅｘｉｎｇｔｏｎ、ケンタッキー州）から入手可能である。また、ラミニン−５配列（例えば、Ｂｅｔｈｙｌ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ社（Ｍｏｎｔｇｏｍｅｒｙ、テキサス州）によって調製される、ペプチドＣＫＡＮＤＩＴＤＥＶＬＤＧＬＮＰＩＱＴＤ（実施例参照）に対するウサギの抗ラミニン−５ａ３副鎖ポリクロナール（ＲＢ−７１））に基づいて調製することができる。

全核酸及びタンパク質配列は、ヒトのラミニン−５のα３、β３、及びγ２鎖に利用できる。この情報及び当業者が利用可能な技術が与えられて、免疫精製、組み換えタンパク質生成物、又はペプチド合成のような技術を利用して、好ましいラミニン−５の部分を得ることが可能である。

ラミニン−５活性を有するコーティングは、また、「結合部」として、ここに示されるように、ラミニン−５又はその部分に特に結合する成分を含むコーティングを供給することによって調製することも可能である。ラミニン−５に対する抗体及びその部分は、商業的に入手可能であって、ここに述べられる。コーティングはラミニン−５に対する抗体をコーティング中のラミニン−５に置換するか、コーティングにラミニン−５に対する抗体を補うことによって、調製することができる。

本発明の他の実施態様では、ラミニン−５又はその部分はコーティングの層中に主要なポリペプチドとして存在する。すなわち、ラミニン−５又はその部分は、コーティングされた層中に存在するポリペプチドのトータル量の５０％超で存在する。

コーティングは、また、接着因子の組み合わせ、たとえば、コラーゲン若しくはラミニンの組み合わせ、それらの活性部位、又はそれらの結合部を含む。別の組み合わせは、ラミニン−１、その活性部位、又はその結合部、及びコラーゲン、その活性部位、又はその結合部を含む。好ましいコラーゲンはコラーゲンＩ及びコラーゲンIVの群から選ばれる。

光活性基は、広く定義されるように、結果的に生じる対象物との共有結合で活性種の発生を引き起こす適用される特別な外光エネルギーに反応する群である。光活性基は、保存の状況下では変化をしない共有結合性を維持する分子中の原子の集まりであるが、それらの原子の集まりは、活性状態では、他の分子との共有結合を形成する。光活性基は、活性種、たとえば、フリーラジカル、ニトレン、カルベン、及び外部からの電磁的又は動力学的（熱的）エネルギーの吸収によるケトンの励起状態を作り出す。光活性基は、電磁的スペクトルの色々な部分に感じるものとして選択されてもよい。そして、スペクトルの紫外、可視、又は赤外部に感じる、光活性基が好ましい。ここに述べられているものを含めて、光活性基は、当該技術において、よく知られている。本発明は、ここにおいて述べられるように、本発明のコーティングの形成に対して安定的な任意の光活性基の利用を意図する。

光活性基又は、活性化され対象物（例えば、光反応基）に結合する光活性基は、フォト基として、ここにおいて纏めて述べられる。

光反応基は、活性種、たとえば、フリーラジカル、並びに、特にニトレン、カルベン、及び電磁的エネルギーの吸収によるケトンの励起状態を作り出す。光反応基は、電磁的スペクトルの色々な部分の感じるものとして選択されることが可能である。スペクトルの紫外及び可視部に感じる光反応基が、基本的に使われる。

光反応のアリールケトン、たとえば、アセトフェノン、ベンゾフェノン、アントラキノン、アントロン、及びアントロンに類似するヘテロ環（例えば、１０位に窒素、酸素又は硫黄を有するようなアントロンのヘテロ環誘導体）、又はそれらの置換された誘導体（例えば、環の置換誘導体）を使うことができる。アリールケトンの例は、アントロンのヘテロ環誘導体を含み、さらに、アクリドン、キサントン、チオキサントン、及びそれらの環の置換誘導体を含む。いくつかの光反応基は、チオキサノン、及びその誘導体を含み、約３６０ｎｍ超の励起エネルギーを有する。

光反応基のこれらのタイプ、たとえば、アリールケトンは、ここにおいて述べられるように、活性化／不活性化／再活性化のサイクルを引き起こすことを容易に可能とする。トリプレット状態への項間交差を引き起こす励起されたシングレット状態の初期の形成を伴った光化学的な励起をすることを可能とするので、ベンゾフェノンは特に好ましい潜在性のある反応成分である。励起したトリプレット状態は、水素原子の抽出によって（例えば、サポート表面から）、炭素−水素結合中に挿入することができる。ラジカル対のその後の崩壊により、新たな炭素−炭素結合の形成を可能とする。もしも反応性のある結合（例えば、炭素−水素）が、結合部として有効でないなら、ベンゾフェノン基の紫外光誘導性の励起は可逆的であり、分子はエネルギー源の除去によって基底状態のエネルギー準位に戻る。光活性のアリールケトンの基が、水中で多様な再活性化を受けやすく、それ故、増大したコーティング効率を提供できる限り、光活性のアリールケトン、たとえば、ベンゾフェノン及びアセトフェノンは、特に重要である。

写真反応基の別の種類として、アジド類があり、アリールアジド（Ｃ₆Ｒ₅Ｎ₃）、たとえば、フェニルアジド、及び４−フルオロ−３−ニトロフェニルアジド、並びに、アシルアジド（−ＣＯ−Ｎ₃）、たとえば、ベンゾイルアジド、及びｐ−メチルベンゾイルアジド、並びに、アジドフォルメート（−Ｏ−ＣＯ−Ｎ₃）、たとえば、ベンゼンスルフォニルアジド、並びに、ホスホリルアジド[（ＲＯ）₂ＰＯＮ₃]、たとえば、ジフェニルホスホリルアジド、及びジエチルホスホリルアジドを含む。

写真反応基の別の種類として、ジアゾ化合物類があり、ジアゾアルカン（−ＣＨＮ₂）、たとえば、ジアゾアセトフェノン、及び１−トリフルオロメチル−１−ジアゾ−２−ペンタノン、並びに、ジアゾアセテート（−Ｏ−ＣＯ−ＣＨＮ₂）、たとえば、ｔ−ブチルジアゾアセテート、及びフェニルジアゾアセテート、並びに、ベータ−ケト−アルファ−ジアゾアセタトアセテート（−ＣＯ−ＣＮ２ＣＯ−Ｏ−）、たとえば、ｔ−ブチルアルファジアゾアセトアセテートを含む。

他の光反応性基は、ジアジリン（−ＣＨＮ₂）、たとえば、３−トリフルオロメチル−３−フェニルジアジリン、並びに、ケテン（ＣＨ＝Ｃ＝Ｏ）、たとえば、ケテン及びジフェニルケテンを含む。

フォト基は、接着因子からの側鎖でもよい、フォト基の誘導体接着因子は、本発明のコーティングを調製するために使うことが可能である。フォト基の誘導体マトリックスタンパク質は、米国特許５７４４５１５号（Ｃｌａｐｐｅｒ）に記載されているとおりで調製することができる。

いくつかの調製法において、フォト基は、架橋剤として提供される。たとえば、接着因子を基本構成としたコーティングは、式ＸＲ₁Ｒ₂Ｒ₃Ｒ₄を有する非イオン性の光活性可能な架橋剤を使用して形成することができる。当該式のＸは化学構造骨格であり、Ｒ₁、Ｒ₂、Ｒ₃、及びＲ₄は、潜在型の光活性基を含むラジカルである。代表的な非イオン性の架橋剤は、たとえば、米国特許５４１４０７５号及び５６３７４６０号（Ｓｗａｎら、「Ｒｅｓｔｒａｉｎｅｄ Ｍｕｌｔｉｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ Ｒｅａｇｅｎｔ ｆｏｒ Ｓｕｒｆａｃｅ Ｍｏｄｉｆｉｃａｔｉｏｎ」）に述べられている。

イオン性の光活性化可能な架橋剤は、また、接着因子を基本構造としたコーティングを形成するために使用することができる。いくつかのイオン性の光活性化可能な架橋剤は、Ｘ₁−Ｙ−Ｘ₂を有する化合物であって、Ｙは少なくとも一つの酸性基、塩基、又は酸性基若しくは塩基の塩である。Ｘ₁及びＸ₂は、各々独立に、潜在型の光活性基を含むラジカルである。たとえば、式Ｉの化合物はスルホン酸又はスルホネート基を含むラジカルＹを有することが可能であって、Ｘ₁及びＸ₂は、アリールケトンのように光反応性基を含むことができる。そのような化合物は、４、５−ビス（４−ベンゾイルフェニルメチレンオキシ）ベンゼン−１、３−ジスルホン酸又はその塩、及び２、５−ビス（４−ベンゾイルフェニルメチレンオキシ）ベンゼン−１、４−ジスルホン酸又はその塩、及び２、５−ビス（４−ベンゾイルメチレンオキシ）ベンゼン−１−スルホン酸又はその塩、及びＮ、Ｎ−ビス[２−（４−ベンゾイルベンジルオキシ）エチル]−２−アミノエタンスルホン酸、及びそれらと同一種類の他の化合物を含む。米国特許６２７８０１８号を参照されたい。たとえば、塩の対イオンは、アンモニウム、又はナトリウム、カリウム、若しくはリチウムのようなアルカリ金属であってよい。

本発明のいくつかの実施態様において、一つ以上の接着因子は、親水性ポリマーを経由して医療物品の表面に結合する。親水性ポリマーの層は、コーティングに対して親水性の特性を供与することが可能である。いくつかのコーティング配置では、第二の層は親水性ポリマーを含み、親水性ポリマは側鎖の第一及び第二の反応性基を有する。いくつかの実施態様において、第一の反応性基は、光反応性基を含む。第二の反応性基は、接着因子と個々に反応してもよい。たとえば、第二の反応性基は、ポリペプチド接着因子に残基を有するアミンに個々に結合するアミン反応基であってもよい。実施のいくつかの態様において、第一の反応基は、コーティングされた層を形成するために親水性ポリマーの架橋結合を可能とする。たとえば、第一の反応基は、反応性を高くするために活性化され、別の親水性ポリマーに結合し、移植可能な医療物品の表面上の層として、親水性ポリマーネットワークを形成することが可能である。親水性ポリマーのそのような架橋結合の網目構造は、第一の反応性基及び物品の表面の反応性がないか、あっても少ししか存在しない時に、形成されもよい。いくつかの場合において、第一の反応性基は、親水性ポリマーの側鎖である。好ましくは、第一の反応性基は、ここにおいて述べられるように、光反応基を含む。

代替として、ここにおいて述べられるように、移植可能な医療物品の表面上の層が架橋剤、たとえば、光反応基を含む架橋剤に、ポリマーの成分を結合させることによって形成される時に、親水性ポリマーの網目構造は形成される。

いくつかの場合において、第一の反応性基、たとえば光反応性基が物品の表面と反応することによって、親水性ポリマーは、物品の表面にカップリングされる。この場合において、ポリマーの成分は、物品の表面と共有結合することが可能である。

第二の反応性基は、接着因子、たとえば、コラーゲン又はラミニンとの結合を可能とし、そして、いくつかの場合においては、一つ以上の他の接着因子との結合を可能とする。第二の反応性基は、接着因子、たとえば、コラーゲン又はラミニンと個々に反応し、そして一つ以上の他の接着因子とも、個々に反応する。たとえば、第二の反応性基は、アミン反応性基、たとえば、Ｎ−オキシスクシンイミド（ＮＯＳ）基であってよい。他のアミン反応性基は、アルデヒド、イソチオシアネート、ブロモアセチル、クロロアセチル、ヨードアセチル、酸無水物、イソシアネート、及びマレイミド基を含む。

このアレンジメントは、表面に一つの接着因子を供給するために、使用することが可能であり、さらに、二つ以上の接着因子、たとえば、コラーゲン及び別の接着因子の組み合わせが、表面上に固定化される時に特に有効である。一つの代表的な組み合わせは、ラミニン及びコラーゲンを含む。処理する前に、これらのポリペプチド成分（ラミニンのような接着因子を含む）は、望ましい割合又は濃度で結合することが可能である。それから、反応性のある第二の基で、そのポリマー成分を処理することが可能である。各々のポリペプチド成分は、ポリマー成分にポリペプチドをカップリングさせる第二の反応性基と、個々に反応することが可能である。この点に関しては、処理工程を最小限にすることができる。これらは、コーティングの処理手順に関して。効率性を改良し、コストを軽減することができる。

接着因子を基本構成としたコーティング、たとえば、ラミニンを含むコーティングを形成するために使用される親水性ポリマーは、合成ポリマー、天然ポリマー、又は天然ポリマーの誘導体でよい。代表的な天然親水性ポリマーは、カルボキシメチルセルロース、ヒドロキシメチルセルロース、及びこれらのポリマーの誘導体、並びに、類似の天然親水性ポリマー及びその誘導体を含む。

別の好ましい実施態様として、ポリマーは親水性及び合成のポリマーである。合成の親水性ポリマーは、アクリルモノマー、ビニルモノマー、エーテルモノマー、又はこれらのタイプのモノマーの任意の一つ以上の組み合わせから、合成することができる。たとえば、アクリルモノマーは、メタクリレート、メチルメタクリレート、ヒドロキシエチルメタクリレート、ヒドロキシエチルアクリレート、メタクリル酸、アクリル酸、グリセロールアクリレート、グリセロールメタクリレート、アクリルアミド、メタクリルアミド、並びに、これらの任意の誘導体及び／又はミックス品を含む。ビニルモノマーは、たとえば、ビニルアセテート、ビニルピロリドン、ビニルアルコール、及びこれらの任意の誘導体を含む。エーテルモノマーは、たとえば、エチレンオキサイド、プロピレンオキサイド、ブチレンオキサイド、及びこれらの任意の誘導体を含む。これらのモノマーから合成することができるポリマーの例として、ポリ（アクリルアミド）、ポリ（メタクリルアミド）、ポリ（ビニルピロリドン）、ポリ（アクリル酸）、ポリ（エチレングリコール）、ポリ（ビニルアルコール）、及びポリ（ＨＥＭＡ）が挙げられる。親水性のコポリマーの例として、たとえば、メチルビニルエーテル／無水マレイン酸コポリマー及びビニルピロリドン／（メタ）アクリルアミドコポリマーが、挙げられる。ホモポリマー及び／又はコポリマーのミックス品を使うことも可能である。

実施の代表的な態様として、親水性ポリマーは、（メタ）アクリルアミドコポリマー、たとえば、（メタ）アクリルアミド及び（メタ）アクリルアミドの誘導体から形成されるものである。

代替として、コーティング方法の工程は、一つ以上の接着因子と親水性ポリマーのプレ混合を含むことができる。そして、このプレ混合は物品の表面上で処理すること可能である。たとえば、第一の光反応性基、及び接着因子のある部分と反応が可能な第二の反応性基を含む親水性ポリマーは、接着因子と混合される。一つ以上の接着因子は、プレ混合中に含ませることが可能であって、親水性ポリマーに結合することが可能である。そして、そのプレ混合は、物品の表面上で処理される。さらに、第一の光反応性基は、物品の表面に親水性ポリマー／接着因子を結合させるために活性化されてもよい。実施のいくつかの態様において、ポリマー基本のコート（例えば、パリレン^TM）は表面上に形成され、それから、親水性ポリマー／接着因子が、表面に結合するようになる。

さらに他の実施態様において、コーティングは、重合性基である側鎖のカップリング部位を含む接着因子を利用して形成することが可能である。重合可能な基は、エチレン不飽和基であってよい。代表的なエチレン不飽和基は、ビニル基、アクリレート基、メタクリレート基、エタクリレート基、２−フェニルアクリレート基、アクリルアミド基、メタクリルアミド基、イタコネート基、及びスチレン基が挙げられる。

コーティングを形成する方法において、側鎖の重合性基を含む接着因子は、接着因子の重合化したマトリックス、又は接着因子のミックス品を形成するために、反応することができる。いくつかの実施態様において、コラーゲンマクロマーは、コーティングを形成するために使われる。本発明のコーティングを形成するのに使用に適したコラーゲンマクロマーは、米国公開ＵＳ２００６／０１０５０１２Ａ１号の実施例１２に述べられている。他の接着因子マクロマー、たとえば、ラミニンマクロマーは、類似の方法を利用して合成することができる。接着因子マクロマーを含むコーティングの形成は、フォト基を含む重合開始剤によって開始することができる。いくつかの実施態様において、光開始剤は、重合した材料のコーティングされた層の形成へと導くフリーラジカルな重合反応の開始を促進するために使われる。重合した層の形成を促進する他の試薬は、組成物中に存在してもよい。これらは、たとえば、重合化の効率を改良することが可能な重合促進剤を含むことができる。有効な促進剤の例としては、Ｎ−ビニル化合物が挙げられ、特に、Ｎ−ビニルピロリドン及びＮ−ビニルカプロラクタムが挙げられる。そのような促進剤は、例としては、コーティング組成物の量に基づいて、質量換算で約０．０１％と約５％の間の濃度、好ましくは、約０．０５％と約０．５％の濃度で使用することができる。ポリマーのコーティング成分を使用してコーティングを調製する過程において、ラミニンを処理する前にコーティング層を形成するポリマーの成分を使用することは、結果として、追加的な工程及び機能的な利点を生み出すことになる。

制御された内皮細胞応答は、色々な方法で測定することが可能である。この制御を観察する一つの方法は、本発明のコーティングを有する物品の表面を、コーティングされていない表面を有するか化学的に異なるコーティングを有する物品の表面と組織学的に比較することです。組織学的に比較することは、哺乳動物の移植の期間の後に実行することができる。たとえば、ウサギのようなテスト動物において、組織学的な試験は、約７日間及び／又は約１４日間の期間後に実行することができる。人間を対象にする場合、この時間の期間は、約二週間から約八週間の範囲であって、平均で四週間、少なくとも約二週間に対応するであろう。

外植されたサンプルは、ステントの表面に結合した細胞の検出を可能とする試薬を使って調べられる。いくつかの評価方法において、内皮細胞の観察はＢＢＩ（ビスベンズイミド；Ｈｏｅｃｈｓｔ ３３２５８）を有する外植されたステントを処理することによって行われる。内皮細胞の観察は、また、Ｅｖａｎｓブルー染料（Ｉｍａｉ，Ｈら（１９８２）Ａｒｃｈ Ｐａｔｈｏｌ Ｌａｂ Ｍｅｄ．１０６：１８６−９１）を有する外植されたステントを処理することによって行うこともできる。

内皮細胞の存在は、また、ＣＤ３１、ＢＳ１レクチン、及びファクタVIII（Ｋｒａｓｉｎｓｋｉ，Ｋ．ら（２００１）Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ１０４：１７５４）に対する抗体を使用して決定することもできる。これらのタンパク質又はレクチンに対する抗体は、商業的には、たとえば、Ｃａｌｂｉｏｃｈｅｍ（Ｓａｎ Ｄｉｅｇｏ、カリフォルニア州）から入手することが可能である。

多くの場合において、内皮細胞は、他の細胞タイプ、たとえば、ある免疫細胞とは形態学的に区別され得る。

平滑筋細胞は、他の細胞タイプ、たとえば、アクチンに対する抗体を利用する内皮細胞及び繊維芽細胞（例えば、Ｃｈａｍｌｙ，Ｊ．Ｈ．ら（１９７７）Ｃｅｌｌ Ｔｉｓｓｕｅ Ｒｅｓ．１７７：４４５−５７）とは区別され得る。

走査型電子顕微鏡は、また、さらに高い拡大率で外植されたステントの表面の利用をするために用いることが可能である。

外植されたステントの表面は、内皮細胞の被覆度にしたがってスコア化することができる。ステントの単位面積当たりの内皮細胞の密度を測定することができる。いくつかの場合において、スコアリングシステムは、内皮化のレベルを評価するために利用することができる。たとえば、第一レベルで、ステント表面は本質的に細胞を有しない。第二レベルで、ステント表面はいくつかの分散した細胞を有する。第三レベルで、ステント表面は、ある所において局在化した細胞密度を有する。第四レベルで、ステント表面は、ステントの大部分を覆う一貫性の細胞密度を有する。それから、第五レベルで、細胞密度は最も高くなり、細胞の被覆はステントを遮蔽する。

たとえば、内皮細胞応答を制御することについての本発明のコーティングの効率性を決定するために、被験者の移植期間後、本発明の接着因子コーティングを含まないステントからステント表面の内皮化のレベルに関して、情報が得られる。移植期間後、評点システムに従って、内皮化のさらに高いレベル、たとえば、四以上のレベルは、コーティングされていないステントに対して平均して決定される。それから、本発明の接着因子のコーティングはコーティングさていないステントに適用され、決定された移植期間中に被験者に配置される。接着因子のコーティングは、コーティングされていないステントよりも統計的には低い内皮化のさらに高いレベルを供給する。たとえば、コーティングされたステントの内皮化のレベルは四より低い。

本発明は、限定的ではない次の実施例について言及して、さらに述べられる。

（試験及び解析）
アミン反応性及び光反応基を含むヘテロ二機能性のポリアクリルアミド試薬（ＨＢＰＲ、米国特許５８５８６５３号の実施例９に述べられているように作られる）がいくつかのコーティングの調製のために使われた。

非誘導体化のマトリックスタンパク質は、以下の原料、すなわち、ウシのコラ−ゲンＩ（Ｋｅｎｓｅｙ Ｎａｓｈ）、人間のコラーゲン−IV（ＢＤ Ｂｉｏｓｃｉｅｎｃｅｓ）、人間のフィブロネクチン（ＢＤ Ｂｉｏｓｃｉｅｎｃｅｓ）、マウスのラミニン−Ｉ（ＢＤ Ｂｉｏｓｃｉｅｎｃｅｓ）、及び人間のラミニン−Ｖ（Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ ｏｆ Ａｒｉｚｏｎａ）から得られた。

走査型電子顕微鏡
サンプルは、脱水、臨界点乾燥、及び金ターゲットを利用したスパッタコーティングによって、走査型電子顕微鏡評価のために作製された。サンプルは評価された。そして、ＪＥＯＬ８２０走査型電子顕微鏡（ＪＥＯＬ ＵＳＡ、Ｐｅａｂｏｄｙ、マサチュウセッツ州）を利用して、顕微鏡写真が得られた。

炎症
炎症反応は、４０×の水の浸漬の対物レンズで観察されるＦ４／８０で染色された切片を利用して評価された。５４×５４μｍ²高倍率視野を利用して、移植片ディスクの外側全体のカーブに沿って、組織−ポリマー界面の組織の中から、１０視野は無作為に選ばれた。ＨＰＦ内の細胞を陽染するＦ４／８０はカウントされた。各々の移植片群に対する炎症反応は、Ｆ４／８０の陽性細胞の平均数／ｍｍ²±ｓ．ｅ．ｍ．として表された。

組織学的検査及び免疫組織化学的検査
定型的な組織サンプルは、脱水され、パラフィン中で包埋され、６μｍの切片にされ、並びに組織学的及び免疫細胞化学的な評価のために加工された。一般的な組織学的な構造は、ヘマトキリン及びエオシン染色を用いて決定された。脈管構造は、レクチン、ＧＳ−１を利用して同定された。Ｆ４／８０ １６０ｋＤ 糖タンパク質抗原（ビオチン−モノクローナル、１：１００ Ｓｅｒｏｔｅｃ、Ｉｎｃ．、Ｒａｌｅｉｇｈ、ノースカロライナ州）に対する抗体を使用して、サンプルは、活性化マクロファージの存在について免疫細胞化学的に評価された。ストレプトアビジンキット（Ｄａｋｏ Ｉｎｃ．、Ｃａｒｐｉｎｔｅｒｉａ、カルフォルニア州）と結合したペルオキシダーゼは、両方の評価をする目的で結合を検出するために使用された。そして、可視化のために、サンプルは３、３’ジアミノベンジジン（ＤＡＢ）基体と反応させた。両方の免疫細胞化学的な技術に続いて、メチルグリーン染色は、バックグランドの核を同定するために使われた。

全ての動物研究は、アリゾナ大学のＩＡＣＵＣによって承認されたプロトコルに基づいて実施され、ｔｈｅ Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅｓ ｏｆ Ｈｅａｌｔｈ Ｇｕｉｄｅｌｉｎｅｓ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｃａｒｅ及びＵｓｅ ｏｆ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｙ Ａｎｉｍａｌｓ（＃８５−２３ Ｒｅｖ．１９８５）に基づいて実施された。

（実施例１）
ＨＢＰＲ／タンパク質修飾された（ＨＢＰＲ ＣＯＬＩ／ＬＭ５等）冠血管のステント（３×８ｍｍ）は、Ｎｅｗ Ｚｅａｌａｎｄ白ウサギの腸骨動脈中の応答を治癒するために評価された。コーティングは、３×８ｍｍコバルトクロムの剥き出しの金属ステント又はシラン／Ｐａｒｙｌｅｎｅ^TMベースコート及び薬剤溶出ｐＢＭＡ／ｐＥＶＡ／パクリタキセルコートを有する３×８ｍｍコバルトクロムの金属ステントのどちらか一方上に形成された。コーティングは、下記の表１に要約されている。タンパク質又は光タンパク質のコーティング前で、任意のシラン／Ｐａｒｙｌｅｎｅ^TM又はｐＢＭＡ／ｐＥＶＡ／パクリタキセルコーティングに続いて、ステントはＥｔＯ滅菌された。このように、滅菌技術は、タンパク質又はフォト−タンパク質コーティングを適用するために利用された。

いくつかのステントサンプルに対して、コーティングは、フォト基−誘導体化のマトリックスタンパク質（フォト−コラーゲン及びフォト−ラミニン）を使用して形成された。フォト基誘導体化のマトリックスタンパク質は、米国特許５７４４５１５号（Ｃｌａｐｐｅｒ）に述べられているようにして調製された。ステントは、１０×７５ｍｍのガラス試験管に中に置かれ（試験管毎に１ステント）、そして、１２ｍＭのＨＣｌ中で２００μｇ／ｍＬの濃度の１ｍＬのフォト−コラーゲン−Ｉを試験管に添加した。フォト−ラミニン−１コーティングに対して、０．１ＭのＣＢＣ緩衝液（０．１Ｍ炭酸ナトリウム、０．１Ｍ炭酸水素ナトリウム）ｐＨ９．０中で１０μｇ／ｍＬの濃度の１ｍＬのフォト−ラミニン−１を試験管に添加した。それから、振とう機で軽い撹拌条件で４℃、1時間、ステントを振とうした。その後、３２４ｎｍフィルタレンズを備えたＤｙｍａｘ^TMＢｌｕｅｗａｖｅ２００（Ｔｏｒｒｉｎｇｔｏｎ、コネチカット州）を使用して、２×３０秒間、ステントを照射した（照射され、１８０°に試験管を回転し、そして再度照射された。）。照射に続いて、ステントは、滅菌のテフロン（登録商標）コーティングされたピンセットで持ち上げられ、滅菌のＥｎｄｏｓａｆｅ^TM水（Ｃｈａｒｌｅｓ Ｒｉｖｅｒ、Ｃｈａｒｌｅｓｔｏｎ、サウスカロライナ州）中でステントを軽く撹拌した。その後、ステントは滅菌のＡｌｐｈａ^TM−１０ワイプ（Ｃｏｌｅ Ｐａｒｍｅｒ）でブロット乾燥させた。そして、４℃で、滅菌の９６−ウェルプレートでステントを保存した。

いくつかのステントサンプルに対して、オービタルシェーカーで振とうしながら、おおよそ一時間、室温で、ＩＰＡ／水の混合物中の０．５％（ｗ／ｖ）γ−メタクリルオキシプロピルトリメチル−シランの溶液中で、（裸の金属）洗浄されたコバルトクロムステントを浸漬することによって、シラン層は形成された。シラン処理後、ステントは、イソプロピルアルコールで、手短にリンスされ、それから、おおよそ一時間、温度１００℃で、オーブン中でベイクされた。

いくつかのステントサンプルに対して、Ｐａｒｙｌｅｎｅ^TMコーティング反応器（ＰＤＳ２０１０ ＬＡＢＣＯＴＥＲ^TM２、Ｓｐｅｃｉａｌｔｙ Ｃｏａｔｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍｓ、Ｉｎｄｉａｎａｐｏｌｉｓ、インディアナ州）中にシラン−コーティングされたステントを配置し、ＬＡＢＣＯＴＥＲ^TMシステムに対する操作指示に従うことによって、Ｐａｒｙｌｅｎｅ^TMＣ（Ｓｐｅｃｉａｌｔｙ Ｃｏａｔｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍｓ、Ｉｎｄｉａｎａｐｏｌｉｓ、インディアナ州）でコーティングすることによって、Ｐａｒｙｌｅｎｅ^TMは形成された。その結果、Ｐａｒｙｌｅｎｅ^TMＣコーティングは、おおよそ、１〜２μｍの厚さであった。

ｐＢＭＡ／ｐＥＶＡ／パクリタキセルコーティングを有するステントに対して、スプレーコーティング方法は、以下のように使用された。スプレーコーティングは、コーティングシステム、たとえば、米国特許公開２００４／００６２８７５−Ａ１号に述べられているようなコーティングシステムを利用して実行された。コーティングは、１．３ＰＳＩのスプレー圧力で０．１ｍＬ／ｍｉｎの速度でステントに適用された。利用されたスプレーノズルは、０．６Ｗの力で操作された超音波ノズルであった（Ｓｏｎｏｔｅｋ）。表示されるように、スプレーヘッドは、４０回、ステント上を通過した（「通過」の数として記載された、２通過は１サイクルと等しい）。最終的なトータルコティング質量の３０μｇ／ステント、及び最終的なパクリタキセル質量の１０μｇを供給するために、通過のトータル数は選択された。スプレーコーティングは、相対湿度３０％で適用された。

ｐＢＭＡ／ｐＥＶＡ／パクリタキセル層を調製することに対して、８ｍｇ／ｍｌの濃度のｐＥＶＡ（３３質量％ビニルアセテート、Ａｌｄｒｉｃｈ Ｃｈｅｍｉｃａｌ、Ｍｉｌｗａｕｋｅｅ、ウィスコンシン州）、２０ｍｇ／ｍｌの濃度のｐＢＭＡ（３３７００平均分子量、Ａｌｄｒｉｃｈ Ｃｈｅｍｉｃａｌ、Ｍｉｌｗａｕｋｅｅ、ウィスコンシン州）、及び１２ｍｇ／ｍｌの濃度のパクリタキセル（Ｍａｙｎｅ Ｐｈａｒｍａ、Ｐａｒａｍｕｓ、ニュージャージー州）のミックス品が、ＴＨＦ中で調製された。

ＨＢＰＲは、５０％イソプロパノール／５０％水の溶液中で、濃度１０ｍｇ／ｍｌで調製された。ＨＢＰＲは次のスプレーのパラメータを利用してステントに適用された。パラメータは、１．３ｐｓｉスプレー圧力、湿度＜１６％、０．１ｍＬ／ｍｉｎフロー、０．６ワット超音波エネルギー、及び１００サイクルであって、ステント上に２０〜２５マイクログラムのＨＢＰＲが堆積するようした。ＨＢＰＲコーティングに続いて、ステントは、１０分間、窒素流（低ｐｓｉ−＜３）を備えたボックス内に配置された。これに続いて、回転しながら、６０秒間、３２４ｎｍフィルタレンズを備えたＤｙｍａｘ^TMＢｌｕｅｗａｖｅ２００（Ｔｏｒｒｉｎｇｔｏｎ、コネチカット州）を使用して、ＵＶ照射でステントを処理した。

ＨＢＰＲコーティングされたステントは、無菌の微量遠心機の管（管毎に１ステント）の中に配置された。次のタンパク質溶液は、０．１ＭのＣＢＣ緩衝液中で、ｐＨ９．０で、調製された。タンパク質溶液は、２０μｇ／ｍｌラミニン−５、１００μｇ／ｍｌラミニン−１、並びに、２０μｇ／ｍｌラミニン−５と１０μｇ／ｍｌコラーゲン−Ｉであった。それから、７０μＬの量の中からタンパク溶液は、タンパク質をＨＢＰＲ成分に結合させることを引き起こす試験管中に、個々に分配された。その管は、軽い撹拌を伴った振とう機で、一晩、４℃で放置された。それから、ステントは、滅菌されたテフロン（登録商標）コーティングされたピンセットで取り出され、Ｅｎｄｏｓａｆｅ^TM水中で軽く撹拌された。その後、ステントは、滅菌されたＡｌｐｈａ^TM−１０ワイプ上でブロット乾燥され、４℃で、９６−ウェルプレートでステントを保存した。

表１は、ステント上に調製されたコーティングの概要を示す。

３×１２ｍｍのバルーンカテーテル（ＥｔＯ滅菌された、ＲＸ Ｖｉｓｉｏｎ−Ｅ Ｐ／Ｎ ＳＡ２０３６１４９−３０２、Ｌｏｔ６０２２３５２）上へステント圧着することは、滅菌された場として生物検定シャーレを使用して、滅菌された層流フード中で実施された。Ｍａｃｈｉｎｅ Ｓｏｌｕｔｉｏｎｓ、Ｉｎｃ．（Ｆｌａｇｓｔａｆｆ、アリゾナ州）から入手可能であるステントクリンパーは、７０％エタノールで消毒され、その方法を実施するために使用された。その一つ目のステントクリンパーはカテーテルを取り扱い、ステントを所定の位置に置き、その二つ目のステントクリンパーは、ステントを拾い上げ、ステントを圧着し、パッケージを開封し、及び滅菌されたパッケージの中に処理したデバイスを入れて封印するために滅菌したピンセットを使用した。まず、ステントは僅かに圧着され、それから、必要に応じて、ステントの位置が調節され、その後、最終的な時間をかけて、圧着をした。全てのパッケージされたデバイスは４℃で保存された。

それから、ステントは、Ｎｅｗ Ｚｅａｌａｎｄの白ウサギの中に配置された。バルーン膨張損傷は、ステント留置前に内皮の血管を剥皮する腸骨動脈に作用した。ステントは両方の腸骨動脈に配置された。ステントは、７日間及び１４日間、外植され（２８日及び９０日の外植も、また評価された）、光学及び走査型電子顕微鏡によって評価された。一つのステントの半分にＢＢＩ（ビスベンズイミド、Ｈｏｅｃｈｓｔ ３３２５８）核染色が実施された。さらに、各々のステントの残りの半分は走査型電子顕微鏡観察のために加工された。

制御の解析及び７日間外植したコーティングされたステントの結果は、一般的には、接着因子がコーティングされたステントの改良された内皮化を示す（図１及び図２を参照）。任意のマトリックスタンパク質コーティングをしていない、薬剤溶出コーティング（ＤＥＳ）を備えたステントは、一番不充分な内皮化を備えたものとして観察され、また、ある程度のフィブリンの沈積を示した。接着因子を有する、ＨＢＰＲから形成されたコーティングは、薬剤溶出コーティングを含むステントに対して、内皮化の観点で最も大きな改良効果を示した。接着因子を有する、ＨＢＰＲから形成されたコーティングは、また、一般的には、薬剤溶出コーティングなしのステント上にたいへん良好な内皮化を維持した。接着因子を基本構成としたコーティングは、フィブリンの沈積を観察することはできなかった。

時期の地点で（例えば、外植の７日及び１４日）、観察をすることによって、内皮化（図３及び４を参照）、炎症、及び内膜のフィブリン量の決定をすることが可能である。観察は、また、管腔の狭窄及び新生内膜の割合の評価を含む。図５及び図６は、サンプルのステント６（ＢＭＳ）、ステント２（ＢＭＳ／パリレン／フォト−コラーゲンＩ）、及びステント３（ＢＭＳ／パリレン／ＨＢＰＲ／ラミニン１）の各々においての７及び１４日の時期の地点でのＳＥＭ像を示す。

７日間で、全てのステントは、内皮化のサブ−単層レベルの存在が観察されるように、治癒前応答の初期段階を示した。

ところが、１４日間で、相違点が、内皮応答で観察された。ＢＭＳの表面が、内皮細胞の肥大化に向かう傾向であったのに対して、内皮化の高いレベル（細胞の単層よりも量的により多くの接着をする内皮細胞）が観察されるように、コラーゲンコーティングされたサンプル（例えば、ステント２）の内皮化は制御され、内皮細胞の単層の形成に向かう傾向であった。

（実施例２）
フォト−コラーゲンから形成されるコーティングである、コラーゲン１コーティングは、非繊維状及び繊維状形態で調製された。

繊維状コーティングの形成のためのフォト−コラーゲン−Ｉ溶液が調製された。１２ｍＭのＨＣＬの水溶液が氷で冷却され、フォト−コラーゲン−Ｉが濃度３ｍｇ／ｍＬになるように加えられた。そして、その溶液の氷での冷却を続けた。フォト−コラーゲン溶液は、結果として、濃度１ｍｇ／ｍｌになっている冷却された１２ｍＭのＨＣｌで、１：３で希釈された。

１．５ｍＬの量のフォト−コラーゲン−Ｉ溶液は、１４０００ＲＰＭで５分間、遠心分離された。６００μＬの量の中から上澄み液が、新しい管に移された。コラーゲン−Ｉ（ノンフォトで凍結乾燥された材料）溶液は、１ｍｇ／ｍＬのチルドされた１２ｍＭのＨＣＬ中で調製され、同様に遠心分離と上澄み除去をした。

コラーゲン−Ｉ及びフォト−コラーゲン−Ｉ溶液において６００μＬになるまで、６００μＬの０．１Ｍの炭酸塩／炭酸水素塩緩衝液（ＣＢＣ）であって、ｐＨ９．０、結果的には、ｐＨ＞９．０の緩衝液が加えられた。コラーゲン−Ｉ溶液は、また、リン酸緩衝の食塩水を使用して、ｐＨ７．４で調製された。ＣＢＣ添加後、溶液は、３７℃のオービタルインキュベータに配置され、一晩（〜１８時間）、２００ＲＰＭで振とうした。溶液は、室温で１５分間、２０００ＲＰＭで遠心分離された。上澄みは取り除かれ、試験管に約１ｍＬを残した。個々の溶液は、ボルテックスによって、短時間混合され、２０μＬが、シラン処理されたスライドガラス上に分配された。スライドガラスを、ＤＩ水でリンスし、乾燥した。そして、原子間力顕微鏡による解析が実施された。

非繊維状物は、ｐＨ７．４でコラーゲン−Ｉと共に観察された。繊維状物は、コラーゲン−Ｉ及びフォト−コラーゲン−Ｉの両方について、ｐＨ９．０で観察された。フォト−コラーゲン−Ｉ繊維状物は、コラーゲン−Ｉ繊維状物よりも短く細かった。

フォト−コラーゲンコーティングされ、パリレンコーティングされた鋼管もまた調製された。フォト−コラーゲン−Ｉは、１２ｍＭのＨＣＬ（ｐＨ２．０）中、２００μｇ／ｍＬで調製された。パリレンコーティングされたステンレス鋼管は、４２００ＲＰＭで振とうしながら、４℃１時間、フォト−コラーゲン−Ｉ中で恒温放置された。その管は、３分間、照射され、ＤＩ水でリンスされ、乾燥を施された。非繊維状物は、ＡＦＭによって観察された。

（実施例３）
ＨａｎｓｏｎＳ．Ｒ．ら（１９８０）「Ｉｎ ｖｉｖｏ ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ ａｒｔｉｆｉｃｉａｌ ｓｕｒｆａｃｅｓ ｕｓｉｎｇ ａ ｎｏｎｈｕｍａｎ ｐｒｉｍａｔｅ ｍｏｄｅｌ ｏｆ ａｒｔｅｒｉａｌ ｔｈｒｏｍｂｏｓｉｓ」Ｊ Ｌａｂ Ｃｌｉｎ Ｍｅｄ９５、２８９−３０４に述べられているような方法と同様な方法で、剥き出しの金属表面、フォト−コラーゲンコーティングされた表面、及び通常コラーゲン表面の血栓の効果は、ブタの生体外のＡＶシャントモデルで調べられた。

フォト−コラーゲンコーティングに関して、３分間の溶液内照射に続いて、振とうしながら、パリレンコーティングされたステントは、４℃で１時間、フォト−コラーゲン−Ｉ（２００μｇ／ｍｌ，１２ｍＭのＨＣｌ）に浸漬された。それから、ステントは、水でリンスされ、乾燥を施された。

体外研究検討結果は、図７ａから７ｃに示され、コラーゲンコーティングされたステント上に，過剰な血栓症（７ｃ）を示し、さらに、フォト−コラーゲンコーティングされたステント上に、適度で受け入れ可能なレベルな血栓症を示す。

（実施例４）
コーティングの均一性及び欠陥を評価するために、フォト−コラーゲンコーティングされたステントは、コロイド金で染色され、顕微鏡によって可視化された。ステントは、ここにおいて述べられているように、パリレンコーティングで調製された。３分間の溶液内照射に続いて、振とうしながら、ステントは、４℃で１時間、フォト−コラーゲン−Ｉ（２００μｇ／ｍｌ，１２ｍＭのＨＣｌ）に浸漬された。それから、ステントは、水でリンスされ、乾燥を施された。

室温で５分間、生産者によって提供されるような３０ｎｍのコロイド金（ＢＢＩ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ、ＧＣ３０）中で、ステントは１０分間恒温放置され、それから、ＰＢＳで３回リンスされた。空気乾燥されたステントは、２００倍の拡大率のライカ蛍光顕微鏡でクロマフィルタ３１０００を用いて観察された。

（実施例５）
多様なコーティングされたステントは調製され、備えられるコーティングが、フォト基誘導体化のマトリックスタンパク質（フォト−コラーゲン及びフォト−ラミニン）を使用して形成された。コーティング中に存在する成分は、下記の表２に纏められる。コーティング、コーティング中の成分の特定の整理した詳細内容は、表の後に述べられる。

ステント１０．
ステンレススチール５×１５ステント（Ｌａｓｅｒａｇｅ）は、まず、超音波スプレーシステム（Ｓｏｎｏｔｅｋ）を使用して、２０質量％グリコリド−カプロラクトンコポリマーと８０質量％ラクチドポリマー（２０ＧＡＣＬ８０ＬＡ）から構成されるマルチブロックコポリマーでスプレーコーティングされた。スプレーコーティング溶液は、クロロホルム中で４０ｍｇ／ｍｌで調製された。その後、ステントは、１２ｍＭのＨＣｌの２００μｇ／ｍｌフォト−コラーゲンＩ溶液中で１時間浸漬され、ＤｙｍａｘＵＶフードランプの前で３分間、溶液状態で照射され、そして、水でリンスされた。

ステント１１．
ステンレススチール５×１５Ｌａｓｅｒａｇｅステントは、まず、超音波スプレーシステム（Ｓｏｎｏｔｅｋ）を使用して、ＴＨＦ（一般的に指定される、Ｃｈｕｄｚｉｋの２００７年３月１５に出願された米国特許出願１１／７２４５５３号）中で５０ｍｇ／ｍｌのヘキサノエート基を含む重合したマルトデキストリンでスプレーコーティングされた。
その後、ステントは、１２ｍＭのＨＣｌの２００μｇ／ｍｌフォト−コラーゲンＩ溶液中で１時間浸漬され、ＤｙｍａｘＵＶフードランプの前で３分間、溶液状態で照射され、そして、水でリンスされた。

ステント１２．
パリレン処理されたステンレススチール５×１５Ｌａｓｅｒａｇｅステントは、１２ｍＭのＨＣｌの２００μｇ／ｍｌフォト−コラーゲンＩ溶液中で１時間浸漬され、ＤｙｍａｘＵＶフードランプの前で３分間、溶液状態で照射され、そして、水でリンスされた。その後、ステントは、上記と同様な条件による超音波スプレーシステム（Ｓｏｎｏｔｅｋ）を使用して、２０質量％グリコリド−カプロラクトンコポリマーと８０質量％ラクチドポリマー（２０ＧＡＣＬ８０ＬＡ）から構成されるマルチブロックコポリマーでスプレーコーティングされた。最後に、ステントは、１２ｍＭのＨＣｌの２００μｇ／ｍｌフォト−コラーゲンＩ溶液中で１時間浸漬され、ＤｙｍａｘＵＶフードランプの前で３分間、溶液状態で照射され、そして、水でリンスされた。

ステント１３．
パリレン処理されたステンレススチール５×１５Ｌａｓｅｒａｇｅステントは、１２ｍＭのＨＣｌの２００μｇ／ｍｌフォト−コラーゲンＩ溶液中で１時間浸漬され、ＤｙｍａｘＵＶフードランプの前で３分間、溶液状態で照射され、そして、水でリンスされた。それから、ステントは、超音波スプレーシステム（Ｓｏｎｏｔｅｋ）を使用して、２０質量％グリコリド−カプロラクトンコポリマーと８０質量％ラクチドポリマー（２０ＧＡＣＬ８０ＬＡ）から構成されるマルチブロックコポリマーでスプレーコーティングされた。

ステント１４．
パリレン処理されたステンレススチール５×１５Ｌａｓｅｒａｇｅステントは、０．１ＭのＣＢＣの２００／１０μｇ／ｍｌ、フォト−コラーゲンＩ／フォト−ラミニンＩ溶液中で１時間浸漬され、ＤｙｍａｘＵＶフードランプの前で３分間、溶液状態で照射され、そして、水でリンスされた。

ステント１５．
パリレン処理されたステンレススチール５×１５Ｌａｓｅｒａｇｅステントは、まず、
超音波スプレーシステム（Ｓｏｎｏｔｅｋ）を使用して、５０／５０、ＰＢＭＡ／ＰＥＶＡコーティングでスプレーコーティングされた。スプレーコーティング溶液は、クロロホルム中で４０ｍｇ／ｍｌで調製された。その後、ステントは、０．１ＭのＣＢＣの２００／１０μｇ／ｍｌ、フォト−コラーゲンＩ／フォト−ラミニンＩ溶液中で１時間浸漬され、ＤｙｍａｘＵＶフードランプの前で３分間、溶液状態で照射され、そして、水でリンスされた。

ステント１６ａ
ヘテロ二官能ポリマー（ＨＢＰＲ）、マウスＩｇＧ、及びフォト−コラーゲンＩの複合物は、最終的な濃度である、２／０．１７５／０．３５ｍｇ、ＨＢＰ／ＩｇＧ／フォト−コラーゲンＩを得るために、０．１ＭのＣＢＣ中で成分を混合することによって調製された。その後、パリレン処理されたステンレススチール５×１５Ｌａｓｅｒａｇｅステントは、４℃で一晩、その複合物の溶液中でステントを浸漬することによって、その複合物を有したコーティングを施され、ＤｙｍａｘＵＶフードランプの前で３分間、溶液状態で照射され、そして、水でリンスされた。

ステント１６ｂ
０．１ＭのＣＢＣ中で２／０．３５ｍｇ／ｍｌのＨＢＰ／フォト−コラーゲンＩ複合物及び０．１ＭのＣＢＣ中で２／０．１７５ｍｇ／ｍｌのＨＢＰ／ＩｇＧ複合物もまた調製された。その後、パリレン処理されたステンレススチール５×１５Ｌａｓｅｒａｇｅステントは、４℃で一晩、それらの複合物の溶液中でステントを浸漬することによって、それらの各々の複合物を有したコーティングを施され、ＤｙｍａｘＵＶフードランプの前で３分間、溶液状態で照射され、そして、水でリンスされた。

Claims (21)

1. コーティングされた血管内医療デバイスであって、
   金属又は金属合金を含み、及び本体部材表面を有する、本体部材、並びに
   該本体部材表面のコーティングであって、
   組織又は体液と接触する、主に接着因子とフォト基を含有する第一の層と
   該本体部材表面と該第一の層の間に位置する、重合体材料を含有する第二の層とを含み、該フォト基が該接着因子を該重合体材料に結合させる
   コーティング、
   を含む医療デバイス。
2. 前記フォト基が前記接着因子からの側鎖である、請求項１に記載のコーティングされた血管内医療デバイス。
3. 前記接着因子がコラーゲンを含む、請求項１に記載のコーティングされた血管内医療デバイス。
4. 前記重合体材料が、ポリ（パラ−キシリレン）を含む、請求項１に記載のコーティングされた血管内医療デバイス。
5. 前記本体部材がステントの形態である、請求項１に記載のコーティングされた血管内医療デバイス。
6. コーティングされた血管内医療デバイスであって、
   本体部材表面を有する本体部材、並びに
   該本体部材表面の生理活性の薬剤放出コーティングであって、
   組織又は体液と接触する、主に接着因子とフォト基を含有する第一の層と
   該本体部材表面と該第一の層の間に位置する、重合体材料と生理活性の薬剤を含有する第二の層とを含み、該フォト基が該接着因子を該重合体の材料に結合させる
   コーティング、
   を含む医療デバイス。
7. 前記第二の層の重合体材料が疎水性の重合体を含む、請求項６に記載のコーティングされた血管内医療デバイス。
8. 前記第二の層の重合体材料が分解性の重合体を含む、請求項６に記載のコーティングされた血管内医療デバイス。
9. 移植可能な医療物品の表面の内皮化を改良するための方法であって、
   重合体材料と、生理活性剤と、接着因子と、及び該重合体材料に該接着因子を結合させるフォト基とを含むコーティングを有する医療物品を供給する工程、並びに
   該コーティングを有する医療物品を被験者に移植する工程を含み、該コーティングが促進する該被験者の内皮化のレベルが、該接着因子及び該フォト基を含まない場合に観察される内皮化のレベルよりも大きくなる
   方法。
10. 移植可能な医療物品の表面の内皮化を制御するための方法であって、
    該医療物品の表面の内皮化に関する情報を得る工程を含み、所定期間後に被験者に移植されたとき、該医療物品が第一レベルの内皮化を有し、該第一レベルの内皮化が好ましくない組織応答に結び付けられる工程、
    コーティングを有する医療物品を形成するために、少なくとも一つの接着因子とフォト基を含むコーティングを有する医療物品を供給する工程、並びに、
    該コーティングを有する医療物品を被験者に移植する工程を含み、該コーティングが促進する該被験者の第二レベルの内皮化が、該所定時間後の該第一レベルの内皮化よりも少なくなる工程
    を含む、方法。
11. 前記情報を得る工程であって、前記好ましくない組織応答が平滑筋細胞の過剰増殖である、請求項１０に記載の方法。
12. 前記被験者が人間であって、前記所定期間が約二週間以上である、請求項１０に記載の方法。
13. 前記所定期間が約四週間である、請求項１０に記載の方法。
14. 前記医療物品を供給する工程が、コラーゲン、ラミニン、それらの活性部位、及びそれらの結合部材から選ばれる接着因子を含有する医療物品にコーティングを供給する工程を含む、請求項１０に記載の方法。
15. 前記医療物品を供給する工程が、コラーゲンＩ、その活性部位、又はその結合部材を含む医療物品にコーティングを供給する工程を含む、請求項１４に記載の方法。
16. 前記医療物品を供給する工程が、腔内のプロステーシスにコーティングを供給する工程を含む、請求項１０に記載の方法。
17. 前記医療物品を供給する工程が、血管のプロステーシスにコーティングを供給する工程を含む、請求項１４に記載の方法。
18. 前記移植する工程が、被験者の血管の位置に前記医療物品を運搬し、前記医療物品の表面に細胞の内皮層の形成を引き起こすために充分な期間を確保することによって実行される、請求項１０に記載の方法。
19. 生体吸収性材料を含有する本体部材及び該生体吸収性本体部材のコーティングを含む、コーティングされた血管内医療デバイスであって、該コーティングが接着因子とフォト基を含み、該フォト基によって該接着因子が該本体部材の表面にコーティング層を形成することを可能とする、コーティングされた血管内医療デバイス。
20. 前記生体吸収材料が生分解性重合体を含み、前記フォト基が前記生分解性重合体に前記接着因子を結合させる、請求項１９に記載のコーティングされた血管内医療デバイス。
21. 前記フォト基が前記接着因子と共に結合する、請求項１９に記載のコーティングされた血管内医療デバイス。

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