(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
心臓弁細胞培養装置において、心臓弁は少なくとも二つの弁尖を含み、前記心臓弁細胞培養装置は、
（ａ）支持台と、
（ｂ）少なくとも二つの内側アームであって、前記内側アームの各々は前記弁尖の一つを形成するように組織成長材料を支持可能である少なくとも二つの内側アームと、を含み、
前記内側アームの各々は第一部分及び第二部分を有しており、
前記第一部分は前記支持台に垂直に、前記支持台の中心の近位に配置され、
前記第二部分は非線形であり、前記支持台の遠位に配置され、前記支持台の中心から離れるように屈曲し、少なくとも二つの前記内側アームは前記支持台上においてパターンで配置され、
少なくとも二つの前記内側アームは、少なくともそれぞれの組織成長材料に適合するのに十分な空間を画定するように互いから離間し、
前記心臓弁細胞培養装置は、前記空間において適合するとともに、前記内側アームの前記第一部分の各々で支持された組織成長材料を分離するスペーサをさらに含み、
前記スペーサは複数の板状部材を含み、前記板状部材の全ては共通の交差線を有し、前記交差線は前記内側アームの前記第一部分に実質的に平行であるとともに前記内側アームの前記第一部分によって周方向に囲まれている心臓弁細胞培養装置。
【請求項２】
請求項１に記載の心臓弁細胞培養装置において、
前記内側アームの各々は、前記内側アームの前記第二部分からそれぞれ拡張された張出成長面をさらに含み、
前記張出成長面の各々は、前記支持台の中心から離れて外方に移行するように凹面を画定し、
前記張出成長面の各々は前記内側アームの前記第一部分と、前記内側アームの各々に対して画定された一対の外側アームとで支持され、前記外側アームの各々は前記支持台に垂直に、前記支持台の中心の遠位に配置された第一部分を有しており、
前記張出成長面の各々はそれぞれ成長材料を支持可能である心臓弁細胞培養装置。
【請求項３】
請求項２に記載の心臓弁細胞培養装置において、前記張出成長面は養分交換を可能にする穴を備える心臓弁細胞培養装置。
【請求項４】
請求項２に記載の心臓弁細胞培養装置において、前記張出成長面の各々は、前記外側アーム及び前記内側アームがそれぞれ径方向に分離されるのに沿って前記支持台の面からさらに延び、各延長部分はそれぞれ成長材料を支持可能である心臓弁細胞培養装置。
【請求項５】
請求項２に記載の心臓弁細胞培養装置において、前記張出成長面の各々は、それぞれ成長材料を支持可能である前記外側アームの各々及び前記内側アームの間にメッシュ面を形成するとともに、前記支持台の面からさらに延びる心臓弁細胞培養装置。
【請求項６】
請求項５に記載の心臓弁細胞培養装置において、前記メッシュ面は養分交換を可能にする穴を備える心臓弁細胞培養装置。
【請求項７】
請求項２に記載の心臓弁細胞培養装置において、前記外側アームの各対と、前記内側アームの前記第一部分の各々との組み合わせによって、成長材料を支持可能なくさび状成長面がそれぞれ画定される心臓弁細胞培養装置。
【請求項８】
請求項７に記載の心臓弁細胞培養装置において、前記くさび状成長面は養分交換を可能にする穴を備える心臓弁細胞培養装置。
【請求項９】
請求項１に記載の心臓弁細胞培養装置において、少なくとも二つの前記内側アームは三つの内側アームであり、三角形のパターンで配置される心臓弁細胞培養装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、組織工学装置に関する。本発明は特に、組織工学心臓弁のための装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
組織工学心臓弁（ＴＥＨＶ）は、バイオリアクターシステムでの培養の後に、心臓弁の形状をした足場材料上に細胞を播種することによって生成される。培養中、細胞は細胞外マトリックス（ＥＣＭ）を生成する。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
現在に至るまで、培養中に心臓弁の形状を制御する方法は見つかっていない。使用される収縮細胞は、新しく形成された組織を収縮可能な全ての方向に対して収縮させる。これにより、培養の開始時に予め画定された足場の形状は培養中に失われ、培養後には開始時の形状と比べて全く異なる形状となってしまうであろう。
【０００４】
ＴＥＨＶを培養する方法は二つある。第一の方法は、いわゆる「開放された配置」でＴＥＨＶを培養する方法である。これは、個々の心臓弁の弁尖が培養中に互いに分離されていることを意味する。この方法の利点は、培養後にＴＥＨＶの弁尖を分離させる必要がないことである。この方法の欠点は、培養中に細胞が緊張された状態で構築されるため、弁尖が後退し、結果として弁尖の長さが短くなってしまうことである。また、弁尖内に生成された内部張力によって当初湾曲していた足場の形状は伸長され、弁尖の所望の曲率と弁の機能が損なわれてしまう。
【０００５】
第二の方法は、「閉じられた配置」でＴＥＨＶを培養する方法である。これは、弁尖が相互に結合されていることを意味しており、培養中に弁尖内に生成された内部張力によって弁尖の長さが短くなることが防止される。しかしながら、弁尖の伸長や平坦化を防ぐことはできない。また、この方法では、心臓弁の生体内での機能のために重要となる複数の弁尖間での十分に広い接合域の確保が困難となることがわかっている。
【０００６】
本発明はこれらの問題に対処し、培養中の心臓弁の形状の維持及び制御が可能な装置を提供する。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本発明は、組織培養中に予め画定されたインサートを用いて組織工学心臓弁の弁尖の形状を制御する装置、これらの装置の使用方法、及びシステムを提供する。本明細書において（弁尖）シェーパや（弁尖）スペーサと称されるインサートは、主に組織成長材料とともに培養される細胞の種類や形状の成形／制御の程度に応じて、個別に、あるいは組み合わせて使用することができる。
【０００８】
第一のインサートは弁尖シェーパであり、本明細書においていくつかの異なる様々な実施形態とともに説明される。細胞が全ての収縮方向に対して張力を生成することが観察によりわかっているため、弁尖の形状をした剛性を有する凹状の構成物を挿入することによってこの効果を利用する。弁尖内に生じた張力により、拘束の役割をするとともに弁尖の曲率及び接合を制御可能なシェーパに対して弁尖が収縮される。
【０００９】
いくつかの実施形態において、弁尖シェーパは、インサートの周囲の収縮した組織と媒体との間の適切な養分交換を可能にする小さな穴を備えている。養分や酸素を心臓弁の壁に供給することができるように、シェーパは心臓弁の壁は覆っていない。組織がシェーパの凹面に対して収縮するため、弁尖の反対側に第二の弁の形状をしたインサートやシェーパを用意する必要はない。
【００１０】
第二のインサートは弁尖スペーサであり、本明細書において様々なシェーパと組み合わせて使用可能な実施形態として説明される。弁尖が閉じられた構成で培養される場合、スペーサは高さを制限するように径方向の弁尖の後退を防止することにより、接合域の広さを制御する。また、予め画定された接合域を維持することも可能である。従って、この弁尖スペーサは弁尖の高さを制限する。弁尖スペーサの第二の利点は、培養中の弁尖の接合域への癒合を防止することにある。スペーサは個々の弁尖の間に配置されるため、弁尖の癒合の可能性は生じない。
【００１１】
本発明の具体的な態様は、心臓弁細胞培養装置において、心臓弁は少なくとも二つの弁尖を含み、前記心臓弁細胞培養装置は、
（ａ）支持台と、
（ｂ）少なくとも二つの内側アームであって、前記内側アームの各々は前記弁尖の一つを形成するように組織成長材料を支持可能である少なくとも二つの内側アームと、を含み、
前記内側アームの各々は第一部分及び第二部分を有しており、
前記第一部分は前記支持台に垂直に、前記支持台の中心の近位に配置され、
前記第二部分は非線形であり、前記支持台の遠位に配置され、前記支持台の中心から離れるように屈曲し、少なくとも二つの前記内側アームは前記支持台上においてパターンで配置され、
少なくとも二つの前記内側アームは、少なくともそれぞれの組織成長材料に適合するのに十分な空間を画定するように互いから離間し、
前記心臓弁細胞培養装置は、前記空間において適合するとともに、前記内側アームの前記第一部分の各々で支持された組織成長材料を分離するスペーサをさらに含み、
前記スペーサは複数の板状部材を含み、前記板状部材の全ては共通の交差線を有し、前記交差線は前記内側アームの前記第一部分に実質的に平行であるとともに前記内側アームの前記第一部分によって周方向に囲まれている心臓弁細胞培養装置である。
本発明により提示される実施形態を使用する利点は、培養された心臓弁の周りにコラーゲンが周方向に配向される点にあり、これは心臓弁の機能のために有益である。
本発明により提示される実施形態を使用する別の利点は、複雑なバイオリアクターシステムを用いる必要なく心臓弁を培養できる点にある。実際、単純な瓶の使用で十分となるであろう。バイオリアクターシステムの機能の一つは、弁を動的にロードすることによって弁の正しい形状を維持することであった。しかしながら、本インサートは、課せられた形状の拘束の役割をすることによって同じ目的を達成することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】本発明の例示的な実施形態に従って、組織培養中に心臓弁の三つの弁尖のために組織成長材料の形状を維持及び制御するシェーパ１００の三次元図を示す。
【図２】本発明の例示的な実施形態に従って、図１に示すシェーパの上面図を示す（寸法はｍｍ単位）。
【図３】本発明の例示的な実施形態に従って、図１に示すシェーパの底面図を示す（寸法はｍｍ単位）。
【図４】本発明の例示的な実施形態に従って、図１に示すシェーパの側面図を示す（寸法はｍｍ単位）。
【図５】本発明の例示的な実施形態に従って、図１に示すシェーパの側面図を示す（寸法はｍｍ単位）。
【図６】本発明の例示的な実施形態に従って、組織培養中に心臓弁の三つの弁尖のために組織成長材料の形状を維持及び制御するシェーパ６００の三次元図を示す。
【図７】本発明の例示的な実施形態に従って、図６に示すシェーパの上面図を示す（寸法はｍｍ単位）。
【図８】本発明の例示的な実施形態に従って、図６に示すシェーパの底面図を示す（寸法はｍｍ単位）。
【図９】本発明の例示的な実施形態に従って、図６に示すシェーパの側面図を示す（寸法はｍｍ単位）。
【図１０】本発明の例示的な実施形態に従って、図６に示すシェーパの側面図を示す（寸法はｍｍ単位）。
【図１１】本発明の例示的な実施形態に従って、図７の穴を有するメッシュ状の表面領域についての詳細な態様を示す図である（寸法はｍｍ単位）。
【図１２】本発明の例示的な実施形態に従って、組織培養中に心臓弁の三つの弁尖のために組織成長材料の形状を維持及び制御するシェーパ１２００の三次元図を示す。
【図１３】本発明の例示的な実施形態に従って、図１２に示すシェーパの上面図を示す（寸法はｍｍ単位）。
【図１４】本発明の例示的な実施形態に従って、図１２に示すシェーパの底面図を示す（寸法はｍｍ単位）。
【図１５】本発明の例示的な実施形態に従って、図１２に示すシェーパの側面図を示す（寸法はｍｍ単位）。
【図１６】本発明の例示的な実施形態に従って、図１２に示すシェーパの側面図を示す（寸法はｍｍ単位）。
【図１７】本発明の例示的な実施形態に従って、組織培養中に心臓弁の三つの弁尖のために組織成長材料の形状をさらに維持及び制御するスペーサ１７００の三次元図を示す。
【図１８】本発明の例示的な実施形態に従って、図１７に示すスペーサの上面図を示す（寸法はｍｍ単位）。
【図１９】本発明の例示的な実施形態に従って、図１７に示すスペーサの上面図を示す（寸法はｍｍ単位）。
【図２０】本発明の例示的な実施形態に従って、図１７に示すスペーサの側面図を示す（寸法はｍｍ単位）。
【図２１】本発明の例示的な実施形態に従って、図１７に示すスペーサの側面図を示す（寸法はｍｍ単位）。
【図２２】本発明の例示的な実施形態に従って、様々なシェーパ１００、６００、１２００、スペーサ１７００、及び組織成長材料２２００と、これらがどのように適合して、ともに使用することができるかを示す図である。
【図２３】本発明の例示的な実施形態に従って、培養中の弁尖シェーパインサートによってランダムに配向されたコラーゲンが周方向に整列されて配向されるように変化する様子を示す図である。
【図２４】本発明の例示的な実施形態に従って、例であってこれに限定されないが、シェーパ１２００を用いて生体内で培養されたＴＥＨＶの結果物を示す図である。
【図２５】本発明の例示的な実施形態に従って、例であってこれに限定されないが、シェーパ１２００を用いて生体内で培養されたＴＥＨＶの結果物を示す図である。
【図２６】本発明の例示的な実施形態に従って、例であってこれに限定されないが、シェーパ１２００を用いて生体内で長期にわたって培養されたＴＥＨＶの結果物を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
図１〜５は、培養中に心臓弁の形状を維持及び制御するシェーパ１００の第一の実施形態を示す。シェーパ１００は三つの弁尖を備えた心臓弁を対象としており、支持台１１０と、各々が心臓弁の弁尖の一つを形成するように組織成長材料（図示なし）を支持可能な三つの内側アーム１１２とを有する。本実施形態において、心臓弁の三つの弁尖の中間軸は培養中に拘束及び制御される。
【００１４】
各内側アーム１１２は第一部分１１２´及び第二部分１１２´´を有するが、明確性の目的のため、一つの内側アームについてのみこれを示している。第一部分１１２´は支持台１１０に垂直に、支持台１１０の中心の近位に配置される。第二部分１１２´´は非線形であり、支持台１１０の遠位に配置され、支持台１１０の中心から離れるように屈曲する。
【００１５】
内側アーム１１２は支持台１１０上において三角形のパターンで配置され、図１からも明らかであるが、少なくともそれぞれの組織成長材料に適合するのに十分な空間を画定するように互いから離間する。言い換えると、組織成長材料は、各内側アーム１１２の中間面１１４（１１４は明確性の目的のため、一つの内側アーム１１２についてのみ示している）において、内側アーム１１２の上に配置される。本実施形態において、それぞれの組織成長材料は、成長材料がくさび状に成形される領域１１６´及び１１６´´と、第二部分１１２´´を覆うように掛かる張出部分（例えば凹面）とに拡張される（図示なし）。
【００１６】
図２〜５はシェーパ１００のいくつかの寸法における例示的な実施形態を示すが、心臓弁や弁尖は様々な寸法及び形状をとり得ることが当業者に容易に理解されるように、これらは本発明のものに限定されない。本発明者と同じグループによる論文において、いくつかの寸法についてのガイドラインを提供している。この論文は、Ｌｏｅｒａｋｋｅｒらによる「生体組織工学心臓弁の半径方向伸びと接合域における弁形状と組織異方性の影響（Ｅｆｆｅｃｔｓ  ｏｆ  ｖａｌｖｅ  ｇｅｏｍｅｔｒｙ  ａｎｄ  ｔｉｓｓｕｅ  ａｎｉｓｏｔｒｏｐｙ  ｏｎ  ｔｈｅ  ｒａｄｉａｌ  ｓｔｒｅｔｃｈ  ａｎｄ  ｃｏａｐｔａｔｉｏｎ  ａｒｅａ  ｏｆ  ｔｉｓｓｕｅ−ｅｎｇｉｎｅｅｒｅｄ  ｈｅａｒｔ  ｖａｌｖｅｓ）」（バイオメカニクス誌（Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｂｉｏｍｅｃｈａｎｉｃｓ）、２０１３年発行、第４６巻、１７９２〜１８００頁）と題されるものである。
【００１７】
シェーパ１００に対して組織成長材料とともに用いられる細胞の種類によっては、内側アーム１１２上に掛かる組織成長材料間の空間及び形状の少なくとも一方をさらに制御したい場合がある。この目的のため、スペーサ１７００が内側アーム１１２の配置と同じ三角形のパターンで互いに対して配置された三つの面１７１０を備えるように設計される。スペーサ１７００の側面１７２０は支持台１１０の上面に対して配置可能であり、その後、支持台１１０の上面に載置することができる（図２２も参照のこと）。面１７１０は内側アーム１１２の各線形部分１１２´で支持された組織成長材料を分離するように、少なくとも組織成長材料に適合するために残された空間において適合する。すなわち、面１７１０は組織成長材料を分離する。
【００１８】
図６〜１１は、培養中に心臓弁の形状を維持及び制御するシェーパ６００の第二の実施形態を示す。シェーパ６００は、シェーパ１００と同様の構成要素を有する拡張形態とみなすことができる。シェーパ６００は三つの弁尖を備えた心臓弁を対象としており、支持台６１０と、内側アーム１１２の第二部分からそれぞれ拡張された三つの張出成長面６２０とを有する。明確性の目的のため、図６では一つの内側アーム１１２のみを示していることに留意されたい。
【００１９】
各張出成長面６２０は、心臓弁の弁尖の一つを形成するように組織成長材料（図示なし）を支持可能である。張出成長面６２０は、支持台６１０の中心から離れて外方に移行するように凹面を画定する。
【００２０】
張出成長面６２０は、それぞれの内側アーム１１２の第一部分と、各内側アームに対して画定された一対の外側アーム６１２´、６１２´´とで支持される。外側アーム６１２´、６１２´´の各々は、支持台６１０に垂直に、支持台６１０の中心の遠位に配置された第一部分を有する。
【００２１】
言い換えると、外側アーム６１２´、６１２´´、及び内側アーム１１２がそれぞれ径方向に分離されるのに沿って各張出成長面６２０が支持台６１０の面からさらに延びることにより、各延長部分はそれぞれ成長材料を支持することができる。別の言い方をすれば、外側アーム６１２´、６１２´´の各対と内側アーム１１２の第一部分の各々との組み合わせによって、成長材料を支持可能なくさび状の成長面がそれぞれ画定される。その結果、心臓弁の弁尖のための組織成長材料は培養中に拘束及び制御される。開放領域６３０（明確性の目的のため、一つの弁尖の張出成長面についてのみ示している）は、組織形成を促進するために開放されている。穴６４０は、養分交換を可能にする意図がある。
【００２２】
三つの張出成長面６２０は支持台６１０上において三角形のパターンで配置され、例えば図６〜８（特に上面図及び底面図）からも明らかであるが、星形を形成する空間（６５０）を空けて互いから離間する。この空間は、少なくともそれぞれの組織成長材料に適合するように画定される。言い換えると、組織成長材料は張出成長面６２０の中間面において、張出成長面６２０の上に配置される。本実施形態において、それぞれの組織成長材料は、成長材料をくさび状に成形し、張出成長面６２０を覆うように掛かる張出部分（例えば凹面）を形成するように延びる。
【００２３】
図７〜１１はシェーパ６００のいくつかの寸法における例示的な実施形態を示すが、心臓弁や弁尖は様々な寸法及び形状をとり得ることが当業者に容易に理解されるように、これらは本発明のものに限定されない。前述の論文において、いくつかの寸法についてのガイドラインを提供している。
【００２４】
シェーパ６００に対して組織成長材料とともに用いられる細胞の種類によっては、張出成長面６２０上に掛かる組織成長材料間の空間及び形状の少なくとも一方をさらに制御したい場合がある。この目的のため、スペーサ１７００が張出成長面６２０の配置と同じ三角形のパターンで互いに対して配置された三つの面１７１０を備えるように設計される。スペーサ１７００の側面１７２０は支持台６１０の上面に対して配置可能であり、その後、支持台６１０の上面に載置することができる（図２２も参照のこと）。面１７１０は各張出成長面６２０で支持された組織成長材料を分離するように、少なくとも組織成長材料に適合するために残された空間において適合する。すなわち、面１７１０は組織成長材料を分離する。
【００２５】
図１２〜１６は、培養中に心臓弁の形状を維持及び制御するシェーパ１２００の第三の実施形態を示す。シェーパ１２００は、シェーパ１００及び６００と同様の構成要素を有する拡張形態とみなすことができる。シェーパ１２００は三つの弁尖を備えた心臓弁を対象としており、支持台６１０と、内側アーム１１２からそれぞれ拡張された三つの張出成長面６２０とを有する。明確性の目的のため、図１２では一つの内側アーム１１２のみを示していることに留意されたい。
【００２６】
シェーパ６００及び１２００は同様のものであるが、シェーパ１２００においては、各張出成長面６２０が外側アーム６１２´、６１２´´、及び内側アーム１１２の間にメッシュ面１２１０を有するとともに、支持台６１０の面からさらに延びているという点で異なっている。明確性の目的のため、一つのメッシュ面についてのみ示している。また、くさび状の面がそれぞれ張出成長面の凹部の基礎を形成するということにも留意されたい。
【００２７】
もう一つの違いは、メッシュ面１２１０が養分交換を可能にする穴６４０のような穴を有している点である。これらの張出成長面６２０の各々は、それぞれ成長材料を支持可能である。シェーパ６００と同様に、メッシュ面で支持された組織成長材料を分離するように、少なくとも組織成長材料に適合するために残された空間（６５０）において適合するスペーサ１７００をシェーパ１２００に対して使用することができる。
【００２８】
図１３〜１６はシェーパ１２００のいくつかの寸法における例示的な実施形態を示すが、心臓弁や弁尖は様々な寸法及び形状をとり得ることが当業者に容易に理解されるように、これらは本発明のものに限定されない。前述の論文において、いくつかの寸法についてのガイドラインを提供している。
【００２９】
要約として、図２２は様々なシェーパ１００、６００、１２００、スペーサ１７００、及び組織成長材料２２００と、これらがどのように適合して、ともに使用することができるかを示す。単一の弁尖を有する心臓弁、二弁尖（二つの弁尖）を有する心臓弁、あるいは複数の弁尖を有する心臓弁のために構築する等、これらの実施形態についての様々なバリエーションを創作することができる。シェーパ１００の場合であれば内側アームの数、シェーパ６００及び１２００の場合であれば張出成長面の数、成長面との空間の形状のほか、当業者に容易に理解される様々な違いはあるものの、これらの様々な心臓弁に対する設計原理は、三つの弁尖を有する心臓弁に対するものと同様である。また、例示的な実施形態で示される（張出成長面の径、角度を含む）寸法は、組織工学心臓弁の所望の目的に適合するように変更することができる。
【００３０】
インサートの製造は、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）等の生体適合性材料を用いた従来のコンピュータ数値制御（ＣＮＣ）ミリング技術を介して、あるいは、アクリロニトリルブタジエンスチレン（ＡＢＳ）等の材料やＰＬＡ等の生体適合性材料を用いた３Ｄプリント等のラピッドプロトタイピング技術を介して行うことができる。しかしながら、他の従来の製造技術でも十分であろう。また、シェーパ及びスペーサは、例えば単一の弁尖、二つの弁尖、又は三つの弁尖となるように組み立て可能なモジュール式の構成要素として生成することもできる。
【００３１】
コラーゲンの周方向への整列
ＴＥＨＶにおけるコラーゲンの周方向への整列は、血行動態的に載置されつつも弁尖を径方向に伸長させるが、これは弁の開閉動作に有益である。図２３に示すように、ＴＥＨＶの開始時のマトリックスには、主にランダムに構成された足場繊維が含まれている。細胞は構成物上に播種されると、足場繊維に沿ってランダムに構成されたコラーゲンのマトリックスを生成し始める。培養中、足場材料は加水分解されて機械的機能性を失う。このポイントから、細胞は収縮方向に引っ張られ始める。弁尖シェーパインサートは剛性体であるため、細胞はこのインサートの周りで収縮されて、収縮方向にコラーゲンを再配向する。この結果、コラーゲンの周方向への配向が実現される（図２３）。
【００３２】
静的な弁培養
現在、ＴＥＨＶは精巧なバイオリアクターシステムを用いて培養されている。このシステムは、組織形成を促進するように調整された媒体の流れと組み合わせて、弁尖上への脈動圧力を調整している。我々は、本明細書で提示されるようなインサートを培養中に使用することによって、バイオリアクターシステムを単純な瓶で置き換え可能であることを発見した。インサートは当初の心臓弁の形状を維持することが要求されるものであるため、弁尖上に脈動圧力が伝わることを妨げる。従って、バイオリアクターシステムの主機能は冗長なものとなり、もはや使用する必要はない。流体の流れが維持されるならば、従来通りに機能的なＴＥＨＶを培養することが可能であると考えられる。この発見は、ＴＥＨＶが将来商業的に製造される際に大きな影響を及ぼし得る。複雑なバイオリアクターシステムを用いることなしで容易に弁製品をアップスケールすることができ、その製造コストは低減されるであろう。
【００３３】
結果物
図２４〜２５は、例えばシェーパ１２００を用いて生体内で培養されたＴＥＨＶの結果物の例を示す。シェーパ１２００が除去された後も、ＴＥＨＶはその形状を維持していた。図２４は、弁尖の除去された部分がなく（２４１０）、弁尖曲率２４２０を維持し、接合域２４３０が制御された閉じられた構成による結果物を示す。図２５は、シェーパインサートの周りに形成された弁尖２５１０を有しており、弁尖曲率２５２０を維持し、接合域２５３０が制御された開放された構成による結果物を示す。
【００３４】
図２６は、例示的なシェーパ１２００を用いて生体内で長期にわたって培養されたＴＥＨＶの結果物の例を示す。２４週間までは、心臓弁は当初の形状を維持し、弁尖の後退の兆しは見られなかった。培養後の心臓弁の初期形状は最終的な長期転帰に決定的な影響を与えるものであるが、これは培養中に弁尖シェーパインサートを用いることによってのみ達成できるものであるということが、これらの結果から確認される。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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