藥物釋放型血管內支架和治療再狹窄的方法

2023-10-06 20:04:19

專利名稱：藥物釋放型血管內支架和治療再狹窄的方法
技術領域：
本發明涉及藥物釋放型血管內支架和治療再狹窄的方法。
背景技術：
支架是一種血管內植入物，通常為管狀，一般具有網狀、相互連接的金屬絲管狀結構，其可以擴張，可以永久地置入血管中以對血管提供機械支撐並在血管成形術過程中或術後保持或重建血流通道。支架的支撐結構被設計為能防止由血管成形術導致的變弱和損傷的血管的早期塌陷。已證實支架的置入可在受損血管壁癒合過程的數月期間內防止血管的負性重構和痙攣。
在癒合的過程中，由血管成形術和支架置入損傷所引起的炎症經常導致平滑肌細胞在支架內增殖和再生長，因而使部分血流通道閉塞，由此降低或消除了血管成形術/支架手術的有益效果。這個過程被稱為再狹窄。由於支架表面有形成血栓的特性，即使用生物相容性材料製成的支架，在新置入的支架內也可產生血凝塊。
由於目前的做法是在血管成形術過程中在血液循環中注入強抗血小板藥，所以在手術期間和手術之後短期內不會有大的血凝塊形成，但總會有一些血栓存在，至少可以在顯微鏡下在支架表面觀察到，有人認為它通過在支架表面建立生物相容性基質而在再狹窄的早期起重要作用，平滑肌細胞隨後在其上附著並增殖。
含有生物活性劑的支架塗層是已知的，它被設計用來減少或消除血栓形成或再狹窄。在支架置入前，所述生物活性劑分散或溶解在附著於支架絲表面的生物耐久性或可生物降解的聚合物基質中。支架置入後，生物活性劑從聚合物基質向外擴散，優選擴散進入周圍組織，擴散至少維持4周，在有些情況下可以長達一年或更長，理想的是與再狹窄、平滑肌細胞增殖、血栓形成或這幾種情況的組合的時間進程相匹配。
若聚合物是可生物降解的，除通過擴散過程釋放藥物外，生物活性劑還可以在聚合物被降解或溶解時釋放，使周圍組織更易得到該生物活性劑。其外表面或甚至整個聚合材料都是多孔的可生物降解的支架和生物耐久性支架是已知的。例如，PCT公布號WO99/07308(與本申請屬於同一申請人)公開了這種支架，該專利申請引入本文作為參考。當可生物降解聚合物被用作遞送藥物的塗層時，許多專利描述了多孔性可幫助組織向內生長，使聚合物的降解更可預見，或調控或提高藥物釋放速率，例如US專利6,099,562、5,873,904、5,342,348、5,873,904、5,707,385、5,824,048、5,527,337、5,306,286和6,013,853中所述。
肝素及其它抗血小板或抗血栓溶解表面塗層是已知的，它們化學結合在支架的表面以減少血栓形成。已知肝素化的表面可以幹擾人的凝血級聯反應，防止血小板(凝血酶的前體)在支架表面的附著。表面含肝素並且塗層內儲有活性劑的支架已有記載(參見例如US專利6,231,600和5,288,711)。
有許多活性劑可以抑制平滑肌細胞的增殖，從而抑制再狹窄，已有人提出將這些活性劑用於從血管內支架釋放。例如，美國專利6,159,488描述了使用喹唑啉酮衍生物；美國專利6,171,609描述了使用Taxol；美國專利5,176,98描述了使用紫杉醇，它是一種被認為是藥物Taxol中的活性成分的細胞毒性劑。在美國專利5,873,904中提到了金屬銀。在美國專利5,733,327中公開了曲尼司特，它是一種被認為具有抗炎特性的膜穩定劑。
最近，雷帕黴素，一種據報導可以抑制平滑肌細胞和內皮細胞生長的免疫抑制劑，當從支架上的聚合物塗層給藥時，被證實具有改善的抗再狹窄的效力。參見例如美國專利5,288,711和6,153,252。此外，PCT公布號WO97/35575中提出了用大環三烯免疫抑制化合物依維莫司(everolimus)和相關化合物通過全身給藥來治療再狹窄。
理想的是，被選擇用來通過從支架上釋放藥物來抑制再狹窄的化合物應具有以下三方面特性
1、由於支架的輪廓要小，即聚合物基質薄，要求從薄的聚合物塗層釋放出的化合物有足夠的活性以產生持續治療劑量最少4-8周。
2、化合物在低劑量的條件下能有效抑制平滑肌細胞增殖。
3、血管腔內表面的內皮細胞在血管成形術和/或置入支架過程中一般會被損傷，化合物應允許內皮細胞在血管腔內再生長，提供血管內環境穩定的回歸，促進血管壁和通過血管的血流的正常和重要的相互作用。
發明概述一方面，本發明包括一種用於置入血管損傷部位以抑制此部位再狹窄的血管內支架。支架由一個或多個細絲所形成的結構件或結構體構成，並且在支架體細絲上帶有厚度為3-15微米的可生物降解的藥物釋放塗層，所述塗層由(i)20-60％(重量比)的聚-dl-丙交酯聚合物底材和40-80％(重量比)的抗再狹窄化合物組成。聚合物底層厚度為1-5微米，位於支架體細絲和塗層之間，起穩定支架細絲上的塗層的作用。支架可以從收縮狀態擴張，在收縮狀態下，可以將支架通過導管傳送到血管損傷部位，在擴張狀態時，支架塗層與血管的損傷部位相接觸。支架被放入血管損傷部位後，支架塗層能夠在至少4周的時間內有效釋放再狹窄抑制量的化合物。
在各種示例性的實施方案中，抗再狹窄化合物是一種大環三烯免疫抑制化合物，支架體是金屬絲結構，緊附金屬絲的底層由聚對亞苯基二甲基聚合物形成，其厚度為0.5-5微米；塗層的厚度為2-10微米。化合物在塗層中的含量可以為50-75％(重量比)。
示例性的大環三烯免疫抑制化合物有以下結構
其中，(i)當R』是H(R』替代了28位O上的H)時，R是H或CH2-X-OH，並且X是直鏈或支鏈的含1-7個碳原子的烷基，或者(ii)R』和R中至少有一個為以下形式 m是1-3的整數，R1和R2分別是氫或具有1-3個碳原子的烷基，或者R1和R2與它們所連接的氮原子一起形成具有4個碳原子的飽和雜環。在一個示例性的化合物依維莫司中，R』是H，X是-CH2。
根據本發明的另一方面，上述支架被用於抑制血管損傷部位再狹窄的方法中。在該方法中，支架被導入血管損傷部位，然後擴張使支架塗層與血管損傷部位相接觸。塗層可在至少4周的時間內有效地釋放再狹窄抑制量的化合物。
在另一方面，本發明包括一種血管內支架，該支架用於放入血管損傷部位以抑制該部位的再狹窄。該支架由一個或多個細絲所形成的結構件或結構體構成，並且在支架體細絲上帶有厚度為3-25微米的可釋放藥物的塗層，所述塗層由(i)20-70％重量比的聚合物底材和(ii)30-80％重量比的大環三烯免疫抑制化合物組成，其分子結構如下 其中R是CH2-X-OH，X是含1-7個碳原子的直鏈基團。
支架可以從收縮狀態擴張，在收縮狀態下，可以將支架通過導管傳送到血管損傷部位，在擴張狀態時，支架塗層與血管的損傷部位相接觸。支架被放入血管損傷部位後，支架塗層能夠在至少4周的時間內有效釋放再狹窄抑制量的化合物。
在多種示例性的實施方案中，R是CH2-X-OH，X是-CH2-，支架體是一個金屬絲結構，塗層中的聚合物底材是聚甲基丙烯酸甲酯、乙烯乙烯醇共聚物或聚-dl-丙交酯聚合物。
在一個示例性的實施方案中，塗層中的聚合物底材是由可生物降解的聚-dl-丙交酯形成的，其厚度為3-20微米；塗層中所含化合物的初始濃度為塗層總重量的20-70％。特別是，當塗層中化合物的含量大於40％(重量)時，所述支架還可以在支架體細絲和聚-dl-丙交酯塗層底材之間有一層厚度為1-5微米的聚對亞苯基二甲基聚合物底層。
或者，支架體和塗層底材均可由可生物降解聚合物形成，例如由聚-l-丙交酯或聚-dl-丙交酯形成支架體細絲，由聚-dl-丙交酯形成塗層底材。
當支架被放入指定位置時，在擴張狀態下，支架塗層與通過支架的血流相接觸。在該實施方案中，塗層可進一步含有生物活性劑如抗血小板劑、纖維蛋白溶解劑或可溶結晶形式的溶栓劑。抗血小板劑、纖維蛋白溶解劑或溶栓劑的實例是肝素、阿司匹林、水蛭素、噻氯匹定、eptifibatide、尿激酶、鏈激酶、組織纖溶酶原激活物(TPA)或它們的混合物。
再一方面，本發明提供了一種通過放入被設計用來在延長的時間內釋放大環三烯免疫抑制化合物的血管內支架來治療血管損傷部位再狹窄的改進的方法。該改進包括使用大環三烯免疫抑制化合物，化合物的結構式為 R是CH2-X-OH，X是含1-7個碳原子的直鏈烷基。在一個示例性的化合物中，X是-CH2-。
支架組成的各種示例性實施方案如上所述。
本發明還公開了一種把含藥的聚合物塗層塗到支架體細絲上的新方法。該方法使用自動控制器調整聚合物或含藥聚合物溶液流到支架體細絲上，以獲得多種支架塗層特性中的一種，包括在支架體細絲一面或多面上的塗層厚度是均勻的；在支架體外(或內)表面的塗層厚度比另一面的厚；內和外塗層含不同的藥物；和/或在支架體上塗層厚度有坡度或不連續塗層。
通過以下結合附圖對本發明的詳細描述，本發明的這些以及其它的目的和特點將更加清楚。
附圖概述

圖1和圖2顯示了按照本發明的一個實施方案形成的具有金屬絲體的血管內支架，圖1是支架的收縮狀態；圖2是支架的擴張狀態。
圖3是圖1的支架中塗層的金屬絲的橫斷面放大圖。
圖4是一個帶有塗層的可降解聚合物支架的橫斷面放大圖。
圖5A和5B是適用於生產本發明的塗層支架的聚合物塗層方法的示意圖。
圖6是按照本發明構建的可生物降解聚合物支架被安裝在用於送至血管部位的導管上的示意圖。
圖7A和7B是從本發明的支架釋放依維莫司的函數圖。
圖8是本發明支架置入血管部位後的橫斷面圖。
圖9A-9C是置入裸金屬支架28天後的血管組織學切片。
圖10A-10C是置入含聚合物塗層的金屬絲支架28天後的血管組織學切片。
圖11A-11C和12A-12C是置入含依維莫司的聚合物塗層金屬絲支架28天後的血管組織學切片。
圖13是一個放大的血管組織學切片，其中可見圖11A-11C所用支架的細絲，該細絲上長滿新的組織，形成癒合的血管壁。
圖14是各種支架、包括按照本發明構建的支架置入後28天時，狹窄的面積與損傷度的函數圖。
圖15顯示一個校正函數圖，Y軸為損傷度，X軸為支架置入時B/A(球囊/動脈)的比率。
發明詳述第一部分、血管內支架圖1和圖2分別顯示了收縮和擴張狀態的按照本發明構建的支架20。支架包括一個結構件或結構體22和用來包含和釋放抗再狹窄化合物的外塗層，以下將參照圖3和圖4做進一步描述。
A、支架體在所示的實施方案中，支架體是由多個通過細絲相連的管狀件，如件24和26組成。每個件具有可擴張的Z型鋸齒或正弦波結構。各件體通過軸向連接件，例如將相鄰部件的波峰和波谷相連的連接件28、30連接。可以理解，此結構使支架可以從收縮狀態(如圖1所示)擴張到擴張狀態(如圖2所示)，而支架的長度不變或有少許改變。同時，相鄰管狀件的峰谷之間相對較少的連接使得支架可以彎曲。此特性對於支架在導管中或導管上以收縮狀態被導入血管部位特別重要。支架有一個0.5-2mm的典型收縮狀態直徑(圖1)，更優選0.71-1.65mm，長度為5-100mm。在支架的擴張狀態(見圖2)，支架的直徑至少是它收縮狀態的2倍，甚至可達到8-9倍。因此，一個收縮態直徑在0.7-1.5mm的支架可放射狀地擴張到直徑為2-8mm或更大的選定擴張狀態。
具有這樣的由相連的、可擴張的管狀件構成的支架體的支架是已知的，如PCT公布號WO99/07308所述，該專利申請與本申請屬於同一申請人，並且引入本文作為參考。其它的例子記載於美國專利6,190,406、6,042,606、5,860,999、6,129,755或5,902,317中，這些專利引入本文作為參考。或者，支架的結構件也可能是連續的螺旋狀絲帶結構，即，支架體是由單一的連續的絲帶樣螺旋構成。支架體的基本要求是在放置於血管損傷部位時可以擴張，並且在其外表面能塗覆含藥物的塗層，能將塗層中所含的藥物輸送到血管靶點內層的血管壁(如組織的中膜、外膜和內皮層)內。優選地，支架體還具有網狀或開放結構，允許內皮細胞穿過支架從外向內生長。
B、支架塗層根據本發明的一個重要特徵，支架絲上塗有可釋放藥物的塗層，該塗層由聚合物基質和分布在基質內的抗再狹窄化合物(活性化合物)組成，用於在至少數周、一般是4-8周，有時持續2-3個月或更長的時期內從支架上釋放出藥物。
圖3以放大的斷面圖的方式顯示了具有塗層32的支架絲24，所述塗層完全覆蓋了細絲的所有面，即頂部(形成支架體外表面的細絲側面)、底部(形成支架體內表面的細絲側面)和相對的細絲側面。正如以下將要進一步討論的，塗層的厚度通常為3-30微米，該厚度取決於構成塗層的聚合物基質材料的性質和聚合物基質與活性化合物的相對量。理想的是，塗層儘可能的薄，如15微米或更小，以使支架在血管損傷部位的輪廓最小。
上(外)表面塗層的厚度也應該相對均勻，以促進釋放的藥物在靶點的均勻分布。在支架絲上產生相對均勻厚度的塗層的方法將在第二部分討論。
圖3顯示了在支架絲和塗層間有一層聚合物底層34。底層的目的是幫助支架體細絲與塗層間的粘合，即穩定細絲上的塗層。以下會看到，此功能在形成塗層的聚合物底材中含有高百分比的抗再狹窄化合物(如35-80％重量的化合物)時特別有價值。一種底層聚合物的例子是聚對亞苯基二甲基，其用以連接由可生物降解的聚-dl-丙交酯形成的聚合物底材。其它適用的聚合物底層為乙烯乙烯醇共聚物(EVOH)、paryLASTTM、聚對亞苯基二甲基、聚矽氧烷、TEFLONTM和其它含氟聚合物，它們可以通過等離子塗覆、其它塗覆或沉澱工藝沉積在金屬支架表面。底層厚度一般為1-5微米。
形成底材的聚合物可以是任何生物相容性聚合物材料，其中所包含的化合物可以通過擴散和/或通過聚合物基質的降解而釋放。兩種公知的不可降解的用於塗層底材的聚合物是聚甲基丙烯酸甲酯、乙烯乙烯醇共聚物。製備適用於支架體的這些聚合物的方法描述在US2001/0027340A1和WO00/145763中，這兩篇申請引入本文作為參考。通常，加入聚合物的藥物限量是約20-40％重量。
可生物降解的聚合物，特別是聚-dl-丙交酯，也適合作為塗層底材材料。在本發明中的一個的實施方案中，塗層是可生物降解的聚-dl-丙交酯聚合物底材，即聚-dl-乳酸聚合物，其可容高達80％(乾重)的活性化合物分散在聚合物底材內。更一般的，塗層含35-80％乾重的活性化合物和20-65％乾重的聚合物。示例性的塗層含25-50％乾重的聚合物基質和50-75％重量的活性化合物。關於用於沉澱於支架絲上的聚合物和藥物的合成的詳細說明見第二部分。
有多種抗再狹窄化合物可以用於該實施方案，包括抗增殖劑如TAXOL、反義化合物、阿黴素和最特別的大環三烯免疫抑制化合物，其具有以下所示的通式。後一類化合物和它們的合成記載於在美國專利4,650,803、5,288,711、5,516,781、5,665,772和6,153,252；PCT公布號WO97/35575，美國專利申請號6273913B1、60/176086、20000212/17和2001002935/A1，所有這些專利和專利申請在此引為參考。示例性的大環三烯免疫抑制化合物具有如下結構 其中(i)當R』是H(R』替代了28位O上的H)時，R是H或CH2-X-OH，並且X是直鏈或支鏈的含1-7個碳原子的烷基，或者(ii)R』和R中至少有一個為以下形式
m是1-3的整數，R1和R2分別是氫或具有1-3個碳原子的烷基，或者R1和R2與它們所連接的氮原子一起形成具有4個碳原子的飽和雜環。在一個示例性的化合物依維莫司中，R』是H，X是-CH2。
一種優選的塗層由25-50％重量的聚-dl-丙交酯聚合物底材和50-75％重量的大環三烯免疫抑制化合物形成，塗層厚度為3-15微米。底層是聚對亞苯基二甲基，厚度為1-5微米。該實施方案中，化合物的含量相當於15μg藥物/mm支架長。
在另一個實施方案中，塗層由15-35％重量的可降解或不可降解的聚合物底材和65-85％重量的大環三烯化合物形成。塗層厚度優選為10-30微米，支架還可以含1-5微米的聚合物底層，如聚對亞苯基二甲基底層。在該實施方案中，化合物的含量相當於約15μg藥物/mm支架長。活性化合物具有如下結構 其中R是CH2-X-OH，X是含1-7個碳原子的直鏈烷基。優選的化合物是依維莫司，其中X＝-CH2。X是2、3、4、5、6或7個碳原子的烷基的化合物，無論是單獨使用還是以任何組合使用，以及前述化合物、包括依維莫司的乙酸酯的應用，也適用於本發明。
塗層還可以含有第二種可以將血液相關事件例如可能由原血管損傷或支架的存在刺激形成的凝血降至最小或改善血管損傷的癒合的生物活性劑。第二種活性劑的例子包括抗血小板劑、纖維蛋白溶解劑或可溶結晶形式的溶栓劑，或可刺激內皮細胞癒合和控制平滑肌細胞生長的NO供體。抗血小板劑、纖維蛋白溶解劑或溶栓劑的實例是肝素、阿司匹林、水蛭素、噻氯匹定、eptifibatide、尿激酶、鏈激酶、組織纖溶酶原激活物(TPA)或它們的混合物。第二活性劑在支架塗層中的含量由需要該活性劑提供治療益處的時期的長短來決定。通常，活性劑在血管損傷和支架置入後的最初幾天發揮作用，雖然對於一些活性劑而言，要求更長的釋放期。
可以根據已知方法將第二種活性劑包含在塗層配方中塗到支架細絲上。
C、可生物降解支架在另一個實施方案中，支架體和聚合物塗層均由可生物降解聚合物構成，經一定時間支架被完全吸收。支架優選是一個可擴張的螺旋支架，它具有由螺旋帶狀細絲形成的支架體(無圖示)。在美國專利4,990,155中記載了用於植入血管的自擴張螺旋支架，在此引為參考。
螺旋支架可以用預成形的支架來製備，預成形支架的最終擴張直徑略大於擬用此螺旋支架治療的血管內腔尺寸(對於冠狀動脈常見的是3.5mm外徑(OD)±1mm)。通常，支架可以通過如下方式製備鑄模擴張狀態下的支架，再以支架的長軸為軸擰支架使其處於收縮狀態或徑向壓支架讓其處於收縮狀態，以便安裝在導管尖端上送至血管。支架的總厚度優選為100-1000微米，總長度為0.4-10cm。事實上，該類型可生物降解支架的一個重要的優點是，相對較長的支架、如長度超過3cm的支架，能容易地送入並放置在血管損傷部位。
關於用可生物降解聚合物(如聚-l-丙交酯)的編結絲形成可擴張球囊支架的方法已有報導(美國專利6,080,177)。也有一種形式的裝置已被用於釋放藥物(美國5,733,327)。
一種優選的用於形成支架的聚合物材料是聚-l-或聚-dl-丙交酯(美國專利6,080,177)。如上所述，支架體和塗層可以是一體的，成為一個在整個支架中含有抗再狹窄化合物的可擴張絲支架。或者，可生物降解塗層可以被塗到預製的可生物降解體中，詳見以下第二部分的描述。按後者，支架體可以由一種可生物降解聚合物如聚-l-丙交酯形成，塗層由第二種聚合物如聚-dl-丙交酯聚合物形成。塗層如果是被塗到預製支架上的，則塗層具有與以上描述基本相同的組成和厚度特徵。
圖4顯示了一個剛描述的可生物降解支架中的細絲、例如螺旋絲帶的橫斷面圖，它具有分別形成的支架體和塗層。圖中顯示了一個內部的可生物降解的支架細絲36，在其所有側面均塗有可生物降解的塗層38。一種示例性的塗層是由聚-dl-丙交酯形成的，含有20-40％重量的抗再狹窄藥，如大環三烯免疫抑制化合物和60-80％重量的聚合物底材。在另一個實施方案中，塗層含45-75％重量的化合物和25-55％重量的聚合物基質。在以上兩種實施方案中均可使用其它類的抗再狹窄化合物，如上面所述的那些。
可生物降解的支架有一個獨特的優勢，就是用一個裝置治療整個血管，它既可以和球囊成形術結合使用以便在有大的堵塞存在時預擴張血管，也可以作為預防性植入物放入將來可能發生堵塞的高風險患者體內。由於支架是可完全生物降解的，它不會像「全金屬衣」、即一串含金屬底材的藥物洗脫支架那樣影響患者以後在血管做非複雜手術的機會。
如以上所說，可以在塗層上摻入第二種活性劑，用於在植入後在希望的一定時間內從塗層中釋放。或者，如果使用了第二種活性劑，若塗到支架體的塗層沒有覆蓋支架體的內表面，則可將第二種活性劑摻入到支架體細絲中。在以下第二部分敘述的關於金屬絲支架體的塗層方法也適用於聚合物絲支架體。
第二部分支架塗層方法更詳細地參考附圖，圖5A和5B是本發明的支架塗層工藝的示意圖。在可相容的溶劑中溶解聚合物得到聚合物溶液40。將至少一種抗再狹窄化合物和，如果需要的話，第二種活性劑，以混懸液或溶液的形式用同種溶劑或不同的溶劑加入聚合物溶液中。將整個混合物置於加壓儲存器42中。儲存器上連有一個液體加壓泵44。
加壓泵可以採用任何壓力來源，只要能把混合溶劑以一個設計的速度推過溶液傳輸管46。正如精密給料系統領域所公知的，加壓泵44由微型控制器(沒圖示)控制。例如這樣一個微型控制器可以含有4-軸自動給料裝置(4-Axis Dispensing Robot，型號為IJ500-R和IJ750-R，可從FairLawn，NJ的IJ Fisnar公司獲得，它可通過RS-232C交換界面由個人電腦控制；或精密給料系統如Automove A-400，其來自加拿大卡爾斯拜的Asymtek。一個用於控制RS232C界面的合適的軟體程序可從包括Fluidmove系統，其也可由加拿大卡爾斯拜的Asymtek得到。
與儲存器42相連的，例如與儲存器的底部相連的是溶液導管48，它把溶劑混合物傳輸到支架的表面。可加壓儲存器42和導管48被裝在一個可移動的支架上(沒圖示)，它可使溶劑導管以微小的步長移動，例如每步0.2mm，或連續地沿支架的長軸方向移動(如圖中箭頭X1所示)。加壓儲存器42和導管46的可移動支架也能將導管的尖部(遠端)沿Y1所示的方向以微小的步長移向或遠離細絲的表面。
未塗層的支架被卡在轉動的卡夾上，卡夾至少有一端與支架的內表面相接觸。通過步進電機帶動卡夾可以使支架以微小的角度沿軸向旋轉，如每次0.5度，以使支架結構的最外表面可以被導管塗層，這是本領域公知的。如果需要，支架也可連續轉動。精確定位低量液體傳導裝置的方法在X-Y-Z溶劑給料系統領域是公知的，可以用於本發明。
液體加壓泵的活動、液體導管X1和Y1向定位以及支架R1向定位都是由數字控制器和計算機軟體來控制，這樣定量的溶液被精確地塗到支架表面所需要的地方，然後，溶劑可以被蒸發，支架表面剩下變硬的聚合物和活性劑塗層。溶劑混合物的粘度通常隨溶劑的量變化，其範圍2-2000釐泊，通常可能為300-700釐泊。或者，可將導管固定在固定的位置，支架除轉動外還可沿其長軸方向移動完成塗層工藝。
X-Y-Z定位臺和可移動的支架可以從IJ Fisnar採購。溶液導管尺寸最好是18-28計量規格的不鏽鋼注射管，連有可被鎖定的連接器。這種導管可以從RI，East Providence的EFD公司得到。見EFD的特別用途的注射針選擇指南。優選的注射針是再訂購號從5118-1/4-B到5121-1/4-B的「無泊爾鈍化不鏽鋼針，長度1/4」快速點對點注射充粒子或稠的材料」；再訂購號為51150VAL-B的「橢圓的不鏽鋼針，在平帶狀沉積物上塗抹稠的漿料、密封劑和環氧物」；再訂購號從5121-TLC-B到5125-TLC-B的「抗氰基丙烯酸酯凝結並為低粘度液體提供附加的沉積控制。壓紋和襯聚四氟乙烯」。一種可任意使用的加壓溶液儲存器也可以從EFD得到，庫存號1000Y5148到1000Y 5152 F。用於本發明的另一種針頭是玻璃毛細管，內徑約0.0005-0.002英寸，如約0.001英寸，在VWR目錄中可以得到，目錄號15401-560「微血球比溶劑管」，長度60mm，內徑0.5-0.6mm。
在本生燈下，管子被進一步拉伸，得到用於精確塗層聚合物/藥物/溶劑混合物的希望的尺寸。用於操作步進電機的可編程的微控制器和XYZ臺可從Asymtek公司獲得。本發明還包括使用一個以上的液體給料管共同形成塗層，或在同一塗層工藝中，使用一個以上的裝配有不同注射針或含不同粘度的溶液或由多種溶液組成的不同的化學劑的可移動溶液儲存器。卡夾和步進電機系統可以從NJ，Barrigton的Edmund Scientific購買。
如上所述，塗層通常被直接塗在支架的外支撐面，可能覆蓋或不覆蓋支架內表面的全部或一(或多)部分，覆蓋的情況取決於如何控制以上所述的本發明的塗層系統，如圖5A和5B所示。後圖是用塗層材料52塗細絲50的頂部和側面區域。或者，塗層或塗層混合物也可以直接塗到支架的內表面。一個細的導針可以穿過支架壁的一個或多個缺口處(即窗戶)，從而使塗層混合物直接塗到支架內表面希望的位置。用此方法，就可以實現用含不同藥物成分的不同塗層材料塗到細絲的內和外面。例如，細絲外表面塗層可含抗再狹窄化合物，細絲的內表面塗層可含有上面所提的第二活性劑之一，如抗血栓或抗凝血化合物。如果支架有足夠大的直徑，細的「L-型」導針能沿支架的長軸方向插入到支架的開放端以將支架的內表面塗層。
用於本發明的聚合物包括但並不僅限於聚(d，l-乳酸)、聚(l-乳酸)、聚(d-乳酸)、乙烯乙烯醇共聚物(EVOH)、ε-己內酯、乙基乙烯基羥基化乙酸酯(EVA)、聚乙烯醇(PVA)、聚氧化乙烯(PEO)和其共聚物和混合物，被溶解於氯仿或丙酮或其他適用的溶劑中。所有這些聚合物都有用於系統循環的安全和低炎症史。
一種非聚合物塗層也可用於本發明，如通過離子連接塗到金屬支架表面的依維莫司。
使用描述的塗層系統，會發現給支架表面塗層無論上、側或裡面都是可行的。通過仔細選擇溶劑和聚合物的合適比率，可以調整溶液的粘度，從而使一些溶液可以沿著支柱的側面向下移動，並在凝固前佔據底部表面，見圖5B。通過控制導管接近支架邊緣的停留時間，聚合物被塗到支架邊緣或底部的量就會被增減。在圖3所示的實施方案中，首先將由純聚合物和溶劑組成的底層34用本發明的塗層系統塗到支架表面24，然後將溶劑蒸發掉。然後塗上含生物活性劑的第二層聚合物塗層32。
如上所述，第二活性劑也可以被加入聚合物的混合物中。如結晶形式的肝素可以被加入塗層中。將肝素結晶微粒化到粒度約為1-5微米，然後以懸浮液的形式加入聚合物溶液中。當按照本發明的工藝塗層時，肝素的適宜形式是那些在哺乳動物中顯示生物活性的結晶態，包括肝素鹽(即肝素鈉和低分子量肝素及其鹽)。當藥物釋放型支架被放入血管壁時，如圖8所示，靠近凝固的聚合物塗層表面的肝素晶體開始溶解，增加了聚合物的孔。當聚合物慢慢溶解，更多的肝素和生物活性劑以受控的方式被釋放。
然而，參見圖8，應注意到，並不總是需要在支架內表面塗層。例如，在支架內表面塗層增加了支架起皺的傳導輪廓，使在小血管內的可操作性變小。並且，植入血管後內表面直接被通過支架的血流衝洗，導致支架內表面釋放的藥物流失在系統循環中。所以，在圖3和圖4所示的實施方案中，凝固的聚合物和活性劑大部分被塗在支架支撐的圓周的外面，其次是在側面上。在一個優選的實施方案中，僅最小量的聚合物和活性劑被塗在支架的內表面。若需要，也可至少有一部分支架內表面不被塗層或裸露。
此外，圖3和圖4的塗層也可以有選擇地塗到支架絲的表面。塗層的厚度應與用於組織中的生物活性塗層的體積相對應。限制一些範圍的塗層是有利的，因為這些範圍的塗層會導致放支架時的高損傷。
先在支架的表面均勻地塗上底層，以促進含生物活性劑塗層與支架的粘合，和/或幫助穩定在支架上的聚合物塗層。最初的塗層可以用本領域已知的任何方法塗層，或用本發明的精確給料系統塗層。使用不同的聚合物材料塗最初的塗層也在本發明內，如使用聚對亞苯基二甲基(聚(二氯-對-二甲苯))，或任何其他可以使金屬底材和含生物活性劑的塗層能很好粘合的材料。聚對亞苯基二甲基(聚(二氯-對-二甲苯))可以採用等離子沉積或蒸氣沉積技術，此技術是本領域公知的(見美國專利6,299,604)。在本發明的一個實施方案中，含肝素的不連續或連續的塗層塗在支架的內表面，而含本發明上述抗增殖藥物的塗層塗在支架外表面。
當需要在金屬支架底材上形成具有高的藥物/聚合物底材比例，如藥物含量佔塗層重量40-80％的塗層時，最好在支架絲上塗一底層來穩定並牢固地將塗層粘在底材上。在沉積塗層材料前，底層可通過在一種合適的溶劑中溶脹來進一步處理，溶劑可以是例如丙酮、氯仿、二甲苯或它們的混合物。在實施例5中描述了該方法，用於製備具有高的依維莫司/聚-dl-丙交酯比例的支架。
其中，通過等離子沉積法在支架絲上形成聚對亞苯基二甲基底層，然後將該底層在二甲苯中溶脹，最後沉積塗層材料。該方法可用於生產在聚-dl-丙交酯聚合物底材中含50％藥物或75％藥物的塗層，塗層厚度僅為5-10微米。
如上所述，使用本發明的塗層系統生產完全可生物降解的支架也在本發明的範圍內。先用頂部開放的「C-形」螺旋狀槽以將要製造的支架形狀制一個管狀預製件，可以用給料系統向該槽內注入聚合物。預製件的外徑是開放的，以便聚合物可被放入預製件中，通常用注射管的一個通道，若需要也可有多個；並同時建立支架均勻一致的邊緣，因為聚合物會受預製件的限制。預製件可溶於一種溶劑中，但由此產生的可生物降解支架不溶於此溶劑。在注入聚合物並且聚合物溶液的溶劑已被蒸發後，可將裝配組合放入可溶解預製件的溶液中，釋放出完整的支架結構。用於製備預製件的有代表性的原料是蔗糖，它可以用標準的注塑技術製成希望的預製件形狀。預製件的代表性溶劑是水。
第三部分、使用方法和性能特性該部分描述了本發明的血管治療方法和根據本發明所制的支架的性能特性。
A、方法本發明的方法旨在減小有局部血管損傷或血管閉塞風險的患者再狹窄的危險和/或程度。典型的血管損傷是在血管造影術過程中打開部分閉塞的血管如冠狀動脈或外周動脈時造成的。在血管造影術中，球囊導管被放於閉塞處，球囊遠端充氣和放氣一或多次，迫使閉塞的血管打開。這種血管的擴張尤其涉及血管壁的表面創傷，可使其上的斑塊移動，經常造成局部創傷，足以使血管隨時間的過去而產生細胞增殖和再閉合反應。不奇怪，再狹窄的發生率和嚴重程度經常與血管造影術中所涉及的血管被牽拉的程度有關。特別是過度拉伸到35％或更高時，再狹窄的發生頻率很高並且經常是很嚴重的，即血管閉塞。
在本發明的實踐中，將支架以其收縮狀態置於導管的遠端，可以在導管腔內，或者以其收縮狀態置於球囊的遠端。然後將導管遠端引導到損傷處或潛在閉合點並從導管上釋放支架，例如，如果支架是自擴張型的，用拉發線釋放支架到位點，或者，在球囊上通過球囊充氣使支架擴張，直到支架與血管壁相接觸，從而將支架植入血管壁組織。
圖6顯示了本發明的一個可完全生物降解的支架和將支架置入心血管系統的血管如冠狀動脈內的導管。圖中顯示了部分放鬆狀態的支架53，稱作「藥物螺旋支架」。該支架是自擴張的螺旋型支架，由聚乳酸形成並且含有一種或多種本發明的生物活性劑。
該螺旋支架用所述的預製件製成，預製件的最終擴張直徑被設定為略大於用此螺旋支架治療的血管內腔尺寸。除去預製件後，通過將藥物螺旋支架的兩端向反方向擰使其到較小半徑，這樣壓縮其全長至一個可滑動鞘下，使螺旋的傳輸直徑大約為最終擴張直徑的1/3(在體溫下)。藥物螺旋支架的厚度足夠小(約25-125微米)，使其易於彎曲到更小的半徑，形成與鞘的內徑相當的壓縮的螺旋。鞘被滑動地放在導管55上，該導管適於將壓縮狀態的支架導入目標血管。鞘54在其近端有一個把手56，通過它，血管成形術的操作者可以在導管尖端到達血管的適當位置時把鞘向後拉，從而完全釋放藥物螺旋。
導管55中央有一個直徑約為0.014″的內腔，帶有柔韌尖端58的導絲57可以在其內滑動。導管還有一個盧爾轂59，用於連接內腔到Y接頭和止血閥，這是血管成形術領域公知的。有可滑動鞘的導管的外徑範圍在2-4F(法國尺寸)；若治療外周動脈會更大。
由於藥物螺旋支架是可完全生物降解的，它不影響患者以後接受不複雜血管外科手術的機會，不像全金屬衣那樣。在某些神經和血管應用領域，裸金屬螺旋支架放入血管中經常會產生血栓栓塞，甚至是完全閉塞，而令人驚奇的是，已經發現，已揭示結構中的生物相容性聚合物聚(dl-乳酸)(PDLA)及其混合物，可以提供合適的機械強度以支撐血管成形術後損傷的血管，並且不產生栓塞；因此是用於生產本發明藥物螺旋支架的示例性材料。
支架一旦入位即開始釋放活性化合物到血管內層的細胞中以抑制細胞增殖。圖7A顯示依維莫司從兩個按照本發明製造的支架釋放的動力學，每個支架有大約10微米厚的塗層(塗黑的正方形)。藥物釋放動力學是通過將支架浸入25％的乙醇溶液中得到的，該溶液可大大加快藥物從支架塗層釋放的速度。曲線圖顯示體內可預期的藥物釋放動力學，但經歷的時間要長的多。
圖7B顯示從金屬支架上的本發明塗層釋放依維莫司的圖形。上面的一組曲線顯示直接塗到金屬表面的塗層的藥物釋放。下面一組曲線(顯示緩慢釋放)是通過在金屬支架表面先塗一層聚對亞苯基二甲基底層或初級塗層，然後再塗本發明的塗層系統所獲得的。可以看出，塗有底層使塗層與支架表面的機械粘附增加，使可生物降解塗層的分解減慢，藥物釋放也減慢。當需要強粘附的支架塗層以經得住藥物洗脫支架在導管和/或血管內彎曲操作時反覆的磨損時；和/或需要支架置入後在置入部位藥物釋放的速度減慢以延長對動脈粥樣硬化過程的治療時，這樣的結構是有用的。
圖8顯示一個橫截面圖，圖中可以看到已植入一個支架62的血管區域60，所述支架的塗層絲例如絲64帶有塗層66。該圖顯示抗再狹窄化合物從每個絲區域釋放到周圍的血管壁區域。經過一段時間，形成的血管壁的平滑肌細胞開始在支架內或穿過支架網或螺旋空隙生長，最後形成吞沒支架雙面的連續的內細胞層。如果支架植入是成功的，以後在支架位置的血管的閉塞程度將小於50％，即在血管內保持血流通道的橫截面直徑至少是植入時已擴張支架直徑的50％。
在如Schwartz等人所述的豬再狹窄動物模型(「球囊血管成形術後再狹窄--一個豬冠狀動脈的實用的增殖模型」，Circulation 82(6)2190-2200，1990年12月)中進行的試驗證實了本發明的支架限制再狹窄程度的能力，以及該支架優於現有的和經過測試的支架的優越性，尤其對嚴重的血管損傷的病例，即血管的拉伸大於35％的病例。研究在實施例4中進行了總結。
簡言之，研究比較了幾種支架在植入28天後再狹窄的程度，支架包括裸金屬支架、聚合物塗層支架、包含高或低濃度的雷帕黴素和依維莫司的聚合物塗層支架。
實施例4的表1顯示雷帕黴素(Rapa-高或Rapa-低)和依維莫司(C-高或C-低)支架大大減少了再狹窄的水平，高劑量依維莫司支架的再狹窄最小。在低損傷動物研究中獲得了同樣的結果(表2)。
圖9A-9C是植入裸金屬S-支架(從加洲Bewport Beach的BiosensoresInternational Inc獲得)後28天新生內膜的支架橫斷面圖例。圖10A-10C是聚合物塗層(無藥)S-支架的新內膜形成的例子。圖11A-11C和圖12A-12C是依維莫司/聚合物塗層支架的新內膜形成。總的來說，依維莫司塗層支架所治療的血管癒合良好，內皮層建立良好，28天血管完全癒合並達到血管穩態。圖13是一個放大91倍的血管橫斷面，顯示支架植入後28天血管腔內癒合和建立的內皮層。
照片顯示，在28天消除再狹窄的最佳結合是C-高或C-U高(見實施例4)，它們在18.7mm長的支架上分別含325mg和275mg依維莫司。對遠系繁殖的幼豬隨訪28天的數據預測，與目前市場上的裸金屬支架(S-支架)相比，再狹窄率減少50％。數據也顯示，在同樣的支架/聚合物傳輸平臺上，依維莫司優於或至少相當於180mg雷帕黴素。形態度量分析(實施例4)支持這些結果。
圖15顯示了在動物實驗中，血管被球囊過度拉伸(通過球囊/對動脈比率，即(B/A比率)來測量)和血管損傷的關係。該數據顯示了用過度擴張的血管成形術球囊造成高度控制的血管損傷是在豬模型中造成可預測和已知的血管損傷的合理的精確方法。
圖14顯示選擇塗到S-支架上的聚合物中的藥物劑量的「最佳擬合」線性回歸曲線，損傷度與隨訪時狹窄面積相關。「狹窄面積」是一個由形態度量分析確定的新內膜形成的精確指標。從圖上可看出，在測試的樣品組中僅高含量的依維莫司塗層支架相對損傷度增加顯示負性斜率。此分析提示C-高塗層可能能夠在損傷的冠狀動脈中控制再狹窄，這實際上與損傷度無關。其它塗層配方均不能顯示這一獨特特性。
從前述中可以看到，本發明能滿足多種目的，並有多種特性。
一方面，發明提供了含高藥物/聚合物比率(例如，40-80％重量的藥物)的可生物降解的支架塗層。這一特性使從低輪廓的支架可以在較長的時間內連續釋放抗再狹窄化合物。同時，聚合物分解的成分例如在生物腐蝕過程中釋放的乳酸酯和乳酸的總量相對較少，從而使可能的副反應例如由支架塗層的生物腐蝕引起的刺激減到最小。
另一方面，本發明提供了一種治療或抑制再狹窄的改良的方法。該方法涉及大環三烯免疫抑制化合物在支架聚合物塗層中的新組合，該方法提供了至少與現有技術中最好的支架相同的抗再狹窄效果，另外還增加了優於現有技術的優點，即該方法的功效似乎與損傷的程度無關，並且該方法可以提供支架血管更大程度的內皮化。
最後，本發明提供了可完全生物降解的支架，該支架具有剛提到的優點，並且比金屬支架在設計上更有靈活性，尤其是在支架總長度和已治療血管的將來手術可能性方面。
以下實施例舉例說明了本發明的支架製造和使用的各方面。但本發明不僅限於這些範圍。
實施例1依維莫司及其衍生物的製備步驟A、2-(叔丁基二甲基矽烷基)氧基乙醇(TBS乙二醇)的合成將154ml無水THF和1.88g NaH在氮氣氛下在帶有冷凝器的500ml圓底燒瓶中攪拌。向燒瓶中加入4.4ml無水乙二醇，攪拌45分鐘後生成大量沉澱物。向燒瓶中加入11.8g叔丁基二甲基氯矽烷並繼續劇烈攪拌45分鐘。將形成的混合物倒入950ml乙醚中。用420ml鹽水洗乙醚，溶液用硫酸鈉乾燥。將產物通過真空蒸發乙醚進行濃縮，然後通過快速色譜法用27×5.75cm充矽膠柱進行純化，用己烷/Et2O(75∶25 v/v)溶劑系統洗脫。將產品在0℃保存。
步驟B、2-(叔丁基二甲基矽烷基)氧基乙醇三氟甲磺酸酯(TBS乙二醇Trif)的合成氮氣氛及劇烈攪拌下，將4.22g TBS乙二醇和5.2g 2，6-二甲基吡啶在裝有冷凝器的100ml雙頸燒瓶中混合。在35-45分鐘內緩慢加入10.74g三氟甲磺酸酐，生成黃棕色溶液。然後加入1ml鹽水結束反應，溶液用100ml鹽水洗5次，最終pH值為6-7。將溶液用硫酸鈉乾燥，在真空中蒸發二氯甲烷進行濃縮。將產物通過快速色譜法用24×3cm充矽膠柱進行純化，用己烷/Et2O(85∶15 v/v)溶劑系統洗脫，然後在0℃下保存。
步驟C、40-O-[2-(叔丁基二甲基矽烷基)氧基]乙基-雷帕黴素(TBS Rap)的合成在50ml燒瓶中，將400mg雷帕黴素、10ml甲苯和1.9ml 2，6-二甲基吡啶混合併在55-57℃下攪拌。在另一個3ml的隔膜小瓶中加入1ml甲苯，再加入940μl 2，6-二甲基吡啶，接著加入2.47g的TBS乙二醇Trif。把小瓶內的混合物加到50ml的燒瓶中，反應在攪拌下進行1.5小時。向反應燒瓶中再加入480μL 2，6-二甲基吡啶和另加的1.236g TBS乙二醇Trif，繼續攪拌反應1小時。最後再加入480μL 2，6-二甲基吡啶和1.236g TBS乙二醇Trif到混合物中，將混合物再攪拌1-1.5小時。將生成的棕色溶液用真空多孔玻璃過濾器過濾。用甲苯洗滌結晶狀的沉澱物直到所有顏色被去掉。然後用60ml飽和NaHCO3溶液洗滌濾液2次，然後再用鹽水洗。溶液用硫酸鈉乾燥，真空濃縮。用少量己烷/EtOAc(40∶60 v/v)溶劑溶解產物，用33×2cm快速矽膠色譜柱純化，用同樣的溶劑洗脫。真空除去溶劑，將產物在5℃下存放。
步驟D、40-O-(2-羥基)乙基-雷帕黴素(依維莫司)的合成工藝向耐熱玻璃碟(150×75mm)中加滿冰並放置在攪拌盤上。加入少量水。先在一個小的玻璃瓶中用8ml甲醇溶解60-65mg的TBS-雷帕黴素。向小瓶中加入0.8ml 1N的HCl，將溶液攪拌45分鐘，然後加3ml飽和NaHCO3水溶液進行中和。向溶液中加入5ml鹽水，然後加入20ml EtOAc，產生兩相的混合物。混合兩相，再用分液漏鬥排掉水層。剩下的溶液用鹽水洗直到最終pH為6-7，然後用硫酸鈉乾燥。用多孔玻璃過濾器除去硫酸鈉，然後真空蒸除溶劑。將得到的濃縮物溶於EtOAc/甲醇(97∶3)中，然後用23×2cm快速矽膠色譜柱純化，用同樣的溶劑洗脫。真空除去溶劑，將產物在5℃下存放。
實施例2製備在聚-d，l-丙交酯塗層中含依維莫司的支架在室溫下將100mg的聚-d，l-丙交酯溶於2ml丙酮。將5mg依維莫司放在小瓶中，加入400μL丙交酯溶液。用微處理器控制的注射泵精確給料10μL含藥物的丙交酯溶液到支架支柱的頂面。溶劑蒸發後在支架上產生均勻的含藥物的單一聚合物層。
以同樣的方法將15μL溶液塗到支架支柱的頂面和側面，產生塗在支架支柱頂部和側面的單層塗層。
實施例3在體外從在聚-d，l-丙交酯塗層中含依維莫司的支架上釋放藥物將塗層支架放入2ml pH 7.4的含25％ETOH的磷酸鹽緩衝液中，用0.05％(w/v)疊氮化鈉防腐並將溫度維持在37℃，構建體外藥物釋放。定時抽出全部緩衝液進行取樣以進行藥物測量，同時放入同體積的新的緩衝液(無限沉澱)。圖7圖示了從2個用此方法塗單一聚合物塗層的相似支架的藥物釋放情況。
實施例4動物植入實驗A、豬的安全性和劑量研究的QCA結果基本原理正如所知，藥物洗脫支架治療最具挑戰性的病症是嚴重損傷的血管，因為已知血管損傷程度的增加直接導致再狹窄(新內膜形成)程度的增加。實驗是在豬身上進行的，藥物塗層支架植入的靶血管用血管成形術球囊嚴重損傷(血管過度拉伸損傷平均約36％)。這引起血管內膜層和中間層的嚴重撕裂和拉伸，導致植入支架28後的血管充溢再狹窄。用這種方法，可以在同一金屬支架/聚合物平臺上評估各種不同劑量的藥物以及藥物與聚合物的不同重量比率在支架植入28天後對減少再狹窄的相對有效性。
縮寫「裸支架」指18.7mm裸金屬波紋環支架(即，目前市場上由BiosensorsIntl.Inc製造的「S-支架」)；「C-高」指18.7mm的支架，在PDLA(聚-dl-乳酸)聚合物塗層中含有325mg的依維莫司。
「C-低」指18.7mm的支架，在PDLA聚合物塗層中含有180mg依維莫司。
「雷帕黴素-高」指18.7mm的支架，在PDLA聚合物塗層中含有325mg雷帕黴素。
「雷帕黴素-低」指18.7mm的支架，在PDLA聚合物塗層中含有180mg雷帕黴素。
「C-U高」指18.7mm的支架，在極薄的PDLA聚合物塗層中含有275mg依維莫司(藥物與聚合物的重量比是37％)。
「C-U低」指18.7mm的支架，在極薄的PDLA聚合物塗層中含有180mg依維莫司或等同物(藥物與聚合物的重量比是37％)。
「聚合物支架」指僅有PDLA聚合物塗層的18.7mm的S-支架。
「B/A」最終擴張的球囊與動脈血管的比率，表示血管被過度拉伸的程度。
「平均內腔損失(MLL)」植入時測量支架內腔3次，3次數據的平均值減去隨訪造影時3次測量的平均值的差，反映了支架內新內膜的形成量。
方法將由波狀環的金屬線網支架(即S-支架)和聚合物塗層組成的藥物洗脫支架植入到遠系繁殖的幼豬(也可植入猶卡塔小豬持續超過28天)，塗層使用不同劑量的依維莫司或雷帕黴素。在植入時，用QCA(定量冠脈造影)測定植入支架前後的血管直徑。在28天或在下表規定的更長時間，在安樂死之前對動物在支架區再做造影。
動物按許可的方案安樂死後，取出動物的心臟，用甲醛溶液加壓注入冠狀動脈。含支架的冠狀動脈部分從心臟的表面被切除隨後被固定在丙烯酸塑料板上，用鑽石鋸切割出橫斷面。含有血管最近端、中間、最遠端的各50微米厚的丙烯酸材料切片經光學磨光後安裝在顯微鏡的滑片上。
用一個帶有數碼像機的顯微鏡攝出安裝在滑片上的血管橫斷面的高解析度圖象。圖象按以下程序做組織形態分析。
使用計算機圖象處理系統Image Pro Plus 4.0通過基於PC系統的A.G.Heinze顯微鏡進行組織形態的分析。
1、平均橫截面面積和內腔厚度(由內膜/新內膜-內腔邊劃定的面積)；新內膜(在內腔和內彈性薄層即IEL間的面積，當IEL消失，則為內腔和殘留的中間膜或外彈性薄層EEL間的面積)；中間(IEL和EEL間的面積)；血管尺寸(由EEL圈定的面積，但不包括外膜面積)；外膜面積(在周邊外膜組織，脂肪組織和心肌以及EEL之間的面積)。
2、損傷度。為量化血管損傷的程度，使用以不同血管壁結構撕裂的長度和量為基礎的評分。損傷度被計算如下0＝完整的IEL；1＝IEL被輕度撕裂，暴露了表中層(較小損傷)；2＝IEL被中度撕裂，暴露了更深的中層(中度切開)；3-EEL被撕裂，暴露了外層。mm2下表是QCA分析的結果(測量由於再狹窄產生的平均內腔損失)。下表「新內膜面積」列中的數據顯示了隨訪時從豬取下的血管和支架的形態學分析結果表1 「高損傷」實驗的結果
在強烈攪拌下將50g粉末F與0.5g碳酸乙烯酯和1.5g水的溶液混和，然後在調節至160℃的烘箱中加熱40分鐘。
表
*細菌分解活性最高達NH3釋放＞200ppm×h的延遲時間。
通過上表可以看出，通過加入少量的銀鹽可以得到明顯的抑菌效果。因此，當用作例如失禁用品時，這種超吸收劑非常適合用於控制氣味。此外還可以清楚看出，游離銀吸收劑能明顯地延緩氨的形成。
從比較實施例1還可以看出，基本上不溶的銀鹽如氯化銀不能達到硝酸銀的效果。
實施例2和3進一步表明，甚至使用包含銀鹽及降低了中和度的吸水性聚合物顆粒，也能實現明顯的抑菌效果，從而使用濃度非常低的銀也可以有效延遲氨的釋放。
表3「高損傷」實驗結果
形態測量分析是在豬冠狀動脈模型中測量支架內再狹窄的高度精確的方法。在高損傷的模型中，C-高配方在高度損傷實驗28天時產生最低量的新內膜形成；而C-U高組有最高的損傷程度，但仍能維持低百分比的狹窄面積-0.45。因此，此數據獨立的證實了QCA分析的發現，支持人體實驗優選的配方應是C-U高。
D、組織學分析將C-U高和雷帕黴素-低的幻燈片呈給一個有經驗的心臟病理學家，對血管橫切面新癒合的血管內腔的炎症、纖維素蛋白、內皮化情況進行審視。未發現由雷帕黴素和依維莫司洗脫支架引起的組織學變化有不同。總的來說，28天時血管已形成完好的內皮層恢復其平衡，達到完全癒合。圖13是一個放大91倍的血管橫斷面例子，顯示支架植入28天後血管內腔的癒合及內皮層的建立。
E、與已發表結果的比較Carter等人已發表了使用Palmaz Schatz金屬支架的雷帕黴素塗層支架在豬身上實驗的結果。下表是已發表的Carter的結果和Biosensors實驗結果的比較表-4
實施例5高藥物含量支架的製備先用等離子沉積工藝在市售的14.6mm長的金屬波狀環支架(Biosensors Intl的S-支架，波狀環設計)上塗上約2微米厚的聚對亞苯基二甲基「C」底層。然後將塗有聚對亞苯基二甲基的支架放在二甲苯中在環境溫度下過夜。通過將100mg的聚乳酸(PDLA)溶解在2ml丙酮中製備含有50μg/μL PDLA的聚-d，l-乳酸儲備液。
為了製備藥物與聚合物的比率為50％的塗層支架，將5mg依維莫司溶於100μL PDLA儲備液。另加20μL丙酮以促進溶液的分散。從二甲苯中取出支架，小心地把溶劑蘸幹。在每個支架的外表面給料總共5.1μL塗層溶液。將支架在室溫下乾燥並置於乾燥器中乾燥過夜。由此使每個支架在212μg PDLA中含有212μg依維莫司。
為了製備藥物與聚合物的比率為75％的塗層支架，將5mg依維莫司與33.3μL PDLA儲備液混合。另加33.3μL丙酮使混合物溶解。按照以上描述從二甲苯中取出支架並蘸幹。在每個支架的外表面給料總共2.8μL塗層溶液。將支架在室溫下乾燥並置於乾燥器中乾燥過夜。由此使每個支架在70μg PDLA中含有212μg依維莫司。
成品支架的依維莫司/PDLA塗層厚度為約5微米，或呈現淺乳白色外觀，該塗層在頂面和側面平滑分布並且與金屬支柱表面牢固連接。
權利要求
1.一個用於放置在血管損傷部位以抑制該部位的再狹窄的血管內支架，其包含由一個或多個細絲形成的支架體；塗在一個或多個細絲上的藥物釋放塗層，該塗層由(i)20-60％重量比的聚合物底材和(ii)40-80％重量比的抗再狹窄化合物組成；和在支架體細絲和所述塗層之間的聚合物底層，所述支架可以從收縮狀態擴張，在收縮狀態下，可以將支架通過導管傳送到血管損傷部位，在擴張狀態時，支架塗層與血管的損傷部位相接觸，所述塗層可有效地釋放一定量的化合物以抑制損傷部位的再狹窄。
2.權利要求1所述的支架，其中的支架體是金屬細絲結構，底層由聚對亞苯基二甲基聚合物形成並且厚度為1-5微米，塗層為可生物降解的聚合物並且厚度為3-30微米。
3.權利要求1所述的支架，其中的支架體是金屬細絲結構，藥物釋放塗層由選自聚甲基丙烯酸甲酯、乙烯乙烯醇共聚物和聚-dl-丙交酯的聚合物形成。
4.權利要求1所述的支架，其中所述支架體是由聚-l-或聚-dl-乳酸聚合物形成的，藥物釋放塗層是由聚-dl-丙交酯形成的。
5.權利要求1至4任意一項所述的支架，其中所述的抗再狹窄化合物是大環三烯化合物。
6.權利要求5所述的支架，其中所述的化合物具有如下結構 其中，(i)當R』是H時，R是H或CH2-X-OH，並且X是直鏈或支鏈的含1-7個碳原子的烷基，或者(ii)R』和R中至少有一個為以下形式 其中m是1-3的整數，R1和R2分別是氫或具有1-3個碳原子的烷基，或者R1和R2與它們所連接的氮原子一起形成具有4個碳原子的飽和雜環。
7.權利要求6所述的支架，其中R』是H，R是CH2-X-OH，X是-CH2。
8.權利要求5所述的支架，其中所述的化合物具有如下結構 其中R是CH2-X-OH，X是含有1-7個碳原子的直鏈烷基。
9.權利要求6-8任意一項所述的支架，其中所述化合物在塗層中的含量為50％-75％重量。
10.用於抑制血管損傷部位再狹窄的權利要求1-9中任意一項所述的支架。
11.權利要求10所述的支架，其用於治療在血管造影術中由於血管直徑被過度拉伸至少30％而產生的血管損傷。
12.一個用於放置在血管損傷部位以抑制該部位的再狹窄的血管內支架，其包含由一個或多個細絲形成的支架體；塗在一個或多個細絲上的藥物釋放塗層，該塗層由聚合物底材和抗再狹窄化合物組成，所述抗再狹窄化合物具有如下結構 其中R是CH2-X-OH，X是含有1-7個碳原子的直鏈或支鏈烷基；和在支架體細絲和所述塗層之間的聚合物底層，所述支架可以從收縮狀態擴張，在收縮狀態下，可以將支架通過導管傳送到血管損傷部位，在擴張狀態時，支架塗層與血管的損傷部位相接觸，所述塗層可有效地釋放一定量的化合物以抑制損傷部位的再狹窄。
13.權利要求12所述的支架，其中X是CH2。
全文摘要
本發明公開了一種血管內支架和抑制血管損傷後的再狹窄的方法。所述支架具有一個可擴張的、相互連接的細絲體和在支架體細絲上形成的可釋放藥物的塗層，當支架被放入血管損傷部位時，支架擴張，使支架塗層與血管損傷部位相接觸。塗層可釋放抑制再狹窄量的大環三烯化合物，該化合物在碳位40有一個烷基取代基。當該支架用於治療血管損傷時，可以很好的防止臨床再狹窄，即使血管損傷程度涉及血管過度拉伸在直徑上超過30％也可以做到。本發明還公開了具有藥物釋放塗層的支架，所述塗層由(i)10－60％(重量比)的聚－dl－丙交酯聚合物底材和(ii)40－90％(重量比)的抗再狹窄化合物組成；該支架還具有厚度為1－5微米的聚合物底層。
文檔編號A61F2/90GK1649551SQ03809311
公開日2005年8月3日 申請日期2003年4月24日 優先權日2002年4月24日
發明者J·E·舒爾澤, R·E·貝茨, D·R·薩維吉 申請人:太陽生物醫學有限公司