(57)【要約】  本発明は、指向性組織成長のための生体材料であって、インサイチュで指向性方法で溶解する可変性断面積を有する可溶性繊維を含み、それにより前記生体材料内でのマイクロチャネルの方向及び形成速度を制御し、前記生体材料を通る誘導及び時限性チャネリングを可能にする生体材料に関する。これは、例えば特定方向における生体材料全体を通しての血管、神経及びその他の修復細胞の成長を方向づけることに有用な可能性がある。【特許請求の範囲】
【請求項１】
指向性組織成長のための生体材料であって、
スカフォールド内に配置された可溶性繊維を含み、
前記繊維は組織入口端及び組織出口端を有し、
このとき前記繊維の断面積はその入口端から出口端に向かって、前記可溶性繊維が前記入口端から前記出口端へ漸進的に溶解するように漸進的に増加し、
前記繊維の前記漸進的溶解は、前記繊維の前記入口端から前記出口端への指向性組織成長のために前記スカフォールド内でマイクロチャネルを作製する生体材料。
【請求項２】
前記可溶性繊維の前記組織入口端は、前記スカフォールドの組織入口端に配置されている、請求項１に記載の生体材料。
【請求項３】
前記可溶性繊維の前記組織出口端は、前記スカフォールドの組織出口端に配置されている、請求項１又は２に記載の生体材料。
【請求項４】
前記可溶性繊維は前記スカフォールドの前記組織入口端及び組織出口端を連絡し、前記繊維の漸進的溶解は前記スカフォールドの前記入口端から前記出口端への指向性組織成長のためのマイクロチャネルを作製する、請求項３に記載の生体材料。
【請求項５】
前記スカフォールドは、ゲルである、前記請求項のいずれか一項に記載の生体材料。
【請求項６】
前記ゲルは、コラーゲンゲルである、請求項５に記載の生体材料。
【請求項７】
前記可溶性繊維は、単一フィラメントから構成される、前記請求項のいずれか一項に記載の生体材料。
【請求項８】
前記可溶性繊維は、フィブリルの束から構成される、請求項１から６のいずれか一項に記載の生体材料。
【請求項９】
前記可溶性繊維は、ホスフェートガラス繊維である、前記請求項のいずれか一項に記載の生体材料。
【請求項１０】
前記可溶性繊維の断面積は、前記スカフォールドの前記入口端から前記出口端へ連続的に増加する、前記請求項のいずれか一項に記載の生体材料。
【請求項１１】
前記可溶性繊維の断面積は、前記スカフォールドの前記入口端から前記出口端へ段階的に増加する、請求項１から９のいずれか一項に記載の生体材料。
【請求項１２】
前記スカフォールド内に少なくとも５つの可溶性繊維を含む、前記請求項のいずれか一項に記載の生体材料。
【請求項１３】
可溶性繊維は、前記スカフォールドの総断面積の５０％以下に相当する、前記請求項のいずれか一項に記載の生体材料。
【請求項１４】
前記スカフォールドは、塑性圧縮を受けている、前記請求項のいずれか一項に記載の生体材料。
【請求項１５】
前記スカフォールドは、前記圧縮後に一軸方向引張荷重の反復サイクルを受けている、請求項１４に記載の生体材料。
【請求項１６】
前記スカフォールドには、塑性圧縮の前に生存細胞が播種される、前記請求項のいずれか一項に記載の生体材料。
【請求項１７】
前記生存細胞は、筋細胞、肝細胞、腎細胞、心細胞、肺細胞、腸細胞、気管支細胞、眼細胞、生殖細胞、血管細胞、神経細胞、分泌細胞、幹細胞、線維芽細胞、シュワン細胞、平滑筋細胞、内皮細胞、尿路上皮細胞、骨細胞、軟骨細胞、及び腱細胞からなる群より選択される、請求項１６に記載の生体材料。
【請求項１８】
請求項１から１７のいずれか一項に記載の生体材料を製造する方法であって、
可溶性繊維をスカフォールド内に組み込む工程において、
前記可溶性繊維は前記繊維の入口端から出口端に向かって、前記繊維が前記入口端から前記出口端に向かって漸進的に溶解するように、漸進的に増加する断面積を有し、
前記繊維の前記漸進的溶解は、前記繊維の前記入口端から前記出口端への前記スカフォールドを通しての前記指向性組織成長のために前記スカフォールド内でマイクロチャネルを作製する工程を含む方法。
【請求項１９】
前記可溶性繊維は、
その全長に沿って一様な断面を有する可溶性繊維を用意する工程と、
前記繊維を溶解させる溶媒に前記繊維を曝露させる工程と、
前記繊維を第２端から第１端へ漸進的に前記溶媒から取り出し、
それにより第１端から第２端へ漸進的に増加する断面積を有する繊維を製造する工程と、を含む方法によって製造される、請求項１８に記載の方法。
【請求項２０】
前記可溶性繊維は、複数の可溶性フィブリルを束に組み立てる工程によって製造される、請求項１８に記載の方法。
【請求項２１】
ヒト若しくは動物の身体内に、損傷組織を修復又は置換するために前記生体材料を植え込む工程を含む、請求項１８から２０のいずれか一項に記載の方法。
【請求項２２】
組織等価インプラントを製造するために前記生体材料を成形又は成型する工程を含む、請求項１８から２０のいずれか一項に記載の方法。
【請求項２３】
前記インプラントを製造するために前記生体材料を折り畳む、又は巻く工程を含む、請求項２２に記載の方法。
【請求項２４】
前記生体材料は、インプラントを製造するためにさらに塑性圧縮を受けさせられる、請求項２２又は２３に記載の方法。
【請求項２５】
請求項１から１７のいずれか一項に記載の生体材料を含む組織等価インプラント。
【請求項２６】
個体において損傷組織を治療する方法であって、
前記組織を修復及び／又は置換するために請求項２５に記載の組織等価インプラントを前記損傷組織へ固定する工程を含む方法。
【請求項２７】
個体における損傷組織の治療方法において使用するための、請求項２５に記載の組織等価インプラント。
【請求項２８】
損傷組織の治療において使用するための医薬品の製造における請求項２５に記載の組織等価インプラントの使用。
【請求項２９】
前記損傷組織は、関節症、神経筋障害／変性、筋腱不全及び加齢変性、外傷後の再生不良、組織壊死若しくは外科的切除の結果として生じる、請求項２６に記載の方法、請求項２７に記載のインプラント、又は請求項２８に記載の使用。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、例えば損傷した組織の修復ならびに血管形成、神経分布若しくは再神経分布、及び／又は生物学的界面（例えば宿主−インプラント界面）を越える機械的統合（接着）の促進における使用のための、指向性及び／又は時限性の細胞及び／又は組織成長を支持するインプラント及び組織スカフォールドに関する。
【０００２】
組織工学スカフォールドにおける播種された細胞の生存性及び機能の維持は、酸素及び栄養素の移動が制限されるために問題が多い。
【０００３】
組織工学スカフォールド全体を通して適切な酸素濃度を維持するための１つのアプローチは、作製時点での作製プロセスの一部として、スカフォールド内にマイクロチャネル構造を制御可能に組み込むことであろう。公知の直径、間隔／密度及び分解速度を備える可溶性（ホスフェート）ガラス（ＳＧ）繊維を用いる、精密な工学的方法による水性組織構築体及びスカフォールド内でのマイクロチャネルの形成については報告されている（Nazhat et al 2007(1) Biomolecules (2007) Feb;8(2):543-51）。可溶性ガラス繊維は、最終的な微小血管チャネリングのために必要とされるパターンでスカフォールドの３Ｄ構造に組み込まれ、その後に、繊維が分解されると元の繊維のサイズ及び位置にあるチャネルが残される。
【０００４】
指向性−時限性内方成長は、例えば、軸索及び支持細胞が「イン」及び「アウト」方向の２つの点の間で連絡する必要がある（末梢若しくは脊髄）神経再生における組織工学スカフォールド内での最適な組織再生のために有用であろう。そのような指向性−時限性内方成長についての公知の技術は、成長因子の分子勾配を含んでおり、組織工学スカフォールドのためには、特に三次元及び有意な距離（例、＞１ｍｍ）にわたっては本質的に制御されないので、適合しない。
【０００５】
本発明は、生体材料内のマイクロチャネルの方向及び形成速度を制御するために可変性の断面積を有する可溶性繊維の使用に関する。可溶性繊維は指向性方法で溶解し、それによって生体材料を通しての誘導チャネリングを可能にする。さらに、繊維は、適切な組織がそこに到達するまで再生組織が必要とする間隔を保持し、それによって生体材料を通しての時限性チャネリングを可能にする。
【０００６】
これは、例えば特定方向における生体材料を通しての血管、神経及びその他の修復（統合）細胞の成長（すなわち、指向性成長）を方向づけることに有益な可能性がある。
【０００７】
本発明の１つの態様は、指向性組織成長のための生体材料であって、
スカフォールド内に配置された可溶性繊維を含み、
前記繊維は組織入口端及び組織出口端を有し、
このとき前記繊維の断面積はその入口端から出口端に向かって、前記可溶性繊維が前記入口端から前記出口端へ漸進的に溶解するように漸進的に増加し、
前記繊維の漸進的溶解は前記繊維の前記入口端から前記出口端への指向性組織成長のために前記スカフォールド内でマイクロチャネルを作製する生体材料を提供する。
【０００８】
可溶性繊維の組織入口端は、スカフォールドの組織入口端に配置されてもよい。一部の実施形態では、可溶性繊維の組織出口端は、線維がスカフォールドの入口端及び出口端を連絡するように、スカフォールドの組織出口端に配置されてもよい。他の実施形態では、可溶性繊維の組織出口端は、スカフォールド内に配置されてもよい。
【０００９】
一部の実施形態では、指向性組織成長のための生体材料は、
組織入口端及び組織出口端を有するスカフォールドと、
前記スカフォールドの前記組織入口端及び組織出口端を連絡する前記スカフォールド内の可溶性繊維とを含んでもよく、
このとき前記可溶性繊維は、前記可溶性繊維が前記スカフォールドの前記入口端から前記出口端へ漸進的に溶解するように、前記スカフォールドの前記入口端から前記出口端へ漸進的に増加する断面積を有し、
前記繊維の漸進的溶解は前記スカフォールドの前記入口端から前記出口端への指向性組織成長のためのマイクロチャネルを作製する。
【００１０】
適切なスカフォールドには、任意の三次元材料若しくは組織が含まれる。一部の好ましい実施形態では、スカフォールドはゲルであってもよい。
【００１１】
ゲルは、繊維性材料の基質及び間隙液を含む。ゲルは、基質材料であるフィブリルの融合及び伸長によって形成されるが、それはフィブリルが、最初はモノマーを保持している水性間隙液の周囲に連続的な網目構造を形成するからである。例えば、三重らせんコラーゲンモノマーを最初は希酸に溶解させ、次にフィブリルへ（例えば３７℃及び中性ｐＨで）重合（凝集）するように誘導することができる。フィブリルが重合するにつれて、相転移が発生し、フィブリルの固体網目構造は残留している間隙液をほぼ同一の容量及び形状に「支持」する、すなわち、ゲル化する。可溶性モノマーから固体ポリマーへの相転移はゲルに特徴的であり、本明細書に記載した特性を提供する際に重要である。ゲルは、予備重合繊維から形成することのできる「スポンジ」とは明確に異なる。
【００１２】
本明細書に記載したゲルにおいて使用するために適切な繊維性、不織性若しくはスポンジ状基質材料には、天然ポリマー、例えばタンパク質、詳細にはシルク、フィブリン、フィブロネクチン、エラスチン若しくはコラーゲン（例、Ｉ型コラーゲン）、糖タンパク質、例えばフィブロネクチン、若しくは多糖類、例えばキチン、又はセルロースが含まれる。一部の好ましい実施形態では、基質繊維はコラーゲンから製造される。天然フィブリル形成性コラーゲンタイプが好ましく、含まれるコラーゲンタイプは、Ｉ、ＩＩ、ＩＩＩ、Ｖ、ＶＩ、ＩＸ及びＸＩならびにこれらの組み合わせである（例えば、Ｉ、ＩＩＩ、Ｖ又はＩＩ、ＩＸ、ＸＩ）。例えば、コラーゲンタイプＩは、スカフォールド材料として使用できる。
【００１３】
その他の適切な繊維性基質材料には、合成ポリマー、すなわち、ヒト若しくは動物の身体内に自然には存在しないポリマーが含まれる。適切なポリマーには、有機ポリマー、例えばポリラクトン、ポリグリコン（polyglycone）及びポリカプロラクトン（polycapryolactone）、ならびに無機ポリマーが含まれる。
【００１４】
一部の実施形態では、繊維性基質材料は、２つ又はそれ以上の異なるタイプの繊維を含む複合材料であってもよい。例えば、基質は、フィブロネクチン及びコラーゲン、コラーゲン及びポリラクチド、フィブリン及びコラーゲン、又はフィブリン、コラーゲン及びフィブロネクチンを含んでもよい。
【００１５】
間隙液は、典型的には、可溶性繊維のための溶媒として機能する水性液体である。例えば、この液体は、例えばその中に溶解した塩及びタンパク質などの溶質を備える水であってもよい。一部の実施形態では、間隙液は、細胞の成長及び増殖に適合する細胞培養液である。
【００１６】
生体材料として使用するためのゲルを調製及びキャスティングするための技術は、当分野において周知である。
【００１７】
可溶性繊維は、水性環境において溶解するフィラメント若しくはスレッドである。
【００１８】
可溶性繊維の溶解速度は、特定用途に合わせて繊維の組成及び環境を変化させることによって最適化できる。
【００１９】
可溶性繊維は、可溶性ホスフェートガラス、ポリカプロラクトン（polycapryolacetone）、ポリアセテート、ポリグリコール酸、シルク、多糖類、又は融解若しくは結晶化した塩を含む任意の適切な材料から作製されてもよい。一部の実施形態では、ホスフェートガラス繊維が好ましい。ホスフェートガラス繊維の溶解速度は、数時間から数カ月間の範囲内で、最初のガラス混合物をイオン、例えばＣａ、Ａｌｕ、Ｆｅ、Ｍｎでドーピングすることによって最適化できる（J. Knowles et al Biomaterials 22 23 (2001)3091-3096(6)）。
【００２０】
その他の適切な可溶性繊維には、結合アミノ酸鎖／ペプチドを備える細胞若しくはポリマーハイブリッドによって分解させることのできるタンパク質繊維が含まれる。これらの繊維は、繊維の上方を細胞が移動するにつれて生成される細胞外プロテアーゼ、又は外因性プロテアーゼ、プロテアーゼアクチベーター若しくは制限する補酵素(limiting coenzyme)の添加のいずれかによって酵素的に溶解させることができる。例えば、フィブリン繊維を分解（最終的には溶解）させるであろう内因性プラスミノーゲンをインビボ（生体内）で活性化するために、ユロキナーゼ（eurokinase）プラスミノーゲン活性化因子を生体材料に加えることができる。
【００２１】
可溶性繊維は、任意の便利な技術によってゲル内に組み込むことができる。例えば、可溶性繊維は、ゲルの層間に挿入する、キャスティングの前にゲルに加える、又はキャスティング後にゲル内に挿入することができる。１つより多いキャストゲルを含む実施形態では、可溶性繊維は、例えばゲル間に挟むことができる。可溶性ガラス繊維のゲル内への組み込みについては、Nazhat et al Biomacromolecules 2007 Feb; 8 (2):543-51に記載されている。
【００２２】
好ましくは、繊維は、繊維の異なる部分において、例えば繊維の全長に沿って長手方向に、又は繊維の断面に渡って半径方向に変動しない一様な組成を有する。繊維の化学的及び物理化学的特性は、繊維の異なる部分において一様である。繊維は、典型的には円形若しくは実質的に円形の断面を有するが、非円形の断面もまた可能である。
【００２３】
一部の実施形態では、可溶性繊維は、その全長に沿って変動する断面積を有する単一の繊維であってもよい。
【００２４】
他の実施形態では、可溶性繊維は、フィブリルの束であってもよい。束内のフィブリルの数は、その全長に沿って変動してもよいので、フィブリルの束の断面積はその全長に沿って変動する。
【００２５】
フィブリルの束から構成される可溶性繊維は、表面積に比較して増加した柔軟性を有してもよい。
【００２６】
本明細書に記載したように使用するのに適切な可溶性繊維は、ゲルの入口端から出口端へ漸進的に増加する断面積を有する。
【００２７】
断面積はゲルの入口端から出口端に向かって連続的に増加してもよく、又はゲルの入口端から出口端に向かって段階的に増加してもよい。
【００２８】
繊維は、ゲルの入口端で、３００μｍ２未満、２００μｍ２未満、１００μｍ２未満、５０μｍ２未満、又は１０μｍ２未満の断面積を有してもよい。例えば、実質的に円形の繊維は、１００μｍ未満、５０μｍ未満、２０μｍ未満、１０μｍ未満、又は５μｍ未満の直径を有してもよい。
【００２９】
繊維は、ゲルの出口端で、２００，０００μｍ２未満、１００，０００μｍ２未満、８０，０００μｍ２未満、又は８、０００μｍ２未満の断面積を有してもよい。例えば、実質的に円形の繊維は、５００μｍ未満、３００μｍ未満、又は２００μｍ未満の直径を有してもよい。
【００３０】
ゲル内の可溶性繊維の溶解速度は、繊維の物理化学的特性、局所的水性化学環境（例、ｐＨ、イオン強度、タンパク質濃度、灌流速度）、繊維の表面積：体積比及びその全長に沿った所定の地点での繊維の全質量に依存する。生体材料のゲル内に組み込まれると、繊維はその全長に沿って実質的に一様な水性化学環境に曝露させられる。さらに上述したように、繊維の組成は同様に、その全長に沿って実質的に一様である。
【００３１】
このためゲル内の可溶性繊維の溶解速度は、繊維の表面積：体積比、及び繊維の（所定の地点での）全質量によって決定される。繊維の断面がその全長に沿って増加するにつれて、繊維の表面積：体積比は減少し、繊維の質量は増加するので、繊維の溶解速度は減少する。このため繊維は、ゲルの出口端でより入口端での方がより迅速に溶解する。
【００３２】
繊維は断面積が増加するにつれてより緩徐に溶解するので、繊維の溶解は、断面積が最小である入口端で始まる。繊維は次に、断面積が最大である出口端の方向へ漸進的に溶解する。言い換えると、時間の経過に伴って、繊維の溶解面（すなわち、未溶解繊維の境界）はゲルの入口端から出口端へ移動する。
【００３３】
繊維の溶解は、ゲル内の空洞をその場所に残す。この空洞は、ほぼ元の繊維のサイズ、形状及び位置を有する。この空洞は、可溶性繊維が漸進的に溶解するにつれて入口端から出口端に向かってゲルを通って漸進的に伸びるマイクロチャネルを形成する。
【００３４】
最初は、組織は、可溶性繊維が最初に溶解するゲルの入口端でしかマイクロチャネル内に成長できない。マイクロチャネルがゲルを通って伸びるにつれて、組織は出口端の方向へさらに成長することができる。繊維が完全に溶解すると、組織はゲルの出口端を通って周囲組織内へ成長することができる。
【００３５】
本明細書に記載した生体材料では、１つより多い可溶性繊維がスカフォールド内に配置されてもよい。
【００３６】
可溶性繊維の数及び密度は、組織及び用途の要求に左右される。例えば、繊維は、生体材料の全断面積の約５％以下、約１０％以下、約２０％以下、約３０％以下、約４０％以下、又は約５０％以下に相当するものとすることができる。
【００３７】
スカフォールド内に配置された可溶性繊維は、全部が同一方向にある実質的に同一の整列及び直接的チャネリングを有してもよく、又は異なる方向にある異なる整列及び直接的チャネリングを有してもよい。
【００３８】
可溶性繊維の整列は、スカフォールドの異なる領域内で相違してもよい。例えば、スカフォールドの端部は、両端での組織進入を許容するために逆並列整列で可溶性繊維を含有してもよい。或いは、スカフォールドの断面における異なるゾーンは、スカフォールドの反対方向へ組織成長を方向付ける逆並列可溶性繊維を含有してもよい。
【００３９】
実質的に同一の整列を有する可溶性繊維は、正確に並列していなくてもよい。例えば、５％以下、１０％以下、又は２０％以下は、繊維の大多数に対して（すなわち、非並列に）屈曲させられてもよい。これは、毛細管樹を模倣するスカフォールド内のマイクロチャネルの分岐叢を提供することができる。
【００４０】
一部の実施形態では、ゲルは、その機械的特性を改善するために国際公開第２００６／００３４４２号に記載されたように圧縮することができる。ゲルの拘束されない圧縮は、間隙液を放出するが、これは負荷が除去されても復帰しない。つまり、ゲルは塑性圧縮を受ける。未処理のゲルでは、スカフォールドの基質は、一般にかさばった水和形にある。このスカフォールド構造は、構造細部の消失を伴わずに塑性圧縮中に虚脱し、ゲル内のスカフォールドを脱水し、そして密度及び強度の増加をもたらす。
【００４１】
圧縮後、ゲルの機械的特性を改善するために、国際公開第２００７／０６０４５９号に記載されたように一軸方向の引張荷重の反復サイクルを受けさせることができる。荷重の反復サイクルは、圧縮されたコラーゲンゲル内でのコラーゲンフィブリルの融合を増加させ、改善された材料強度（すなわち、増加した破壊応力、破壊歪み及び／又は弾性係数）を有する生体材料を製造する。
【００４２】
一部の実施形態では、スカフォールドには、細胞、特にヒト又は他の哺乳動物細胞を播種することができる。細胞は、組織機能性を付与し、内因性組織を置換する、又は修復を促進する構造を提供することができる。例えば、ゲルは、収縮構造を提供する筋肉細胞、伝導要素を提供する血管及び／又は神経細胞、代謝活性分泌細胞、例えば肝細胞、ホルモン合成細胞、脂腺細胞、分泌構造を提供する膵島細胞若しくは副腎皮質細胞、幹細胞、例えば骨髄由来若しくは胚幹細胞、皮膚線維芽細胞、皮膚角化細胞（及び２つの組み合わせ層）、神経インプラントのためのシュワン（Schwann）細胞、血管構造のための平滑筋細胞及び内皮細胞、膀胱／尿道構造のための尿路上皮細胞及び平滑筋細胞ならびに骨及び腱構造のための骨細胞、軟骨細胞、及び腱細胞からなる群より選択される１つ又はそれ以上の細胞タイプを含むことができる。
【００４３】
一部の好ましい実施形態では、スカフォールドは、マイクロチャネルをライニングして、毛細血管の成長を促進するために内皮細胞を播種することができる。
【００４４】
細胞は、任意の配列でゲル内の間隙に分布させることができる。例えば、細胞は、ゲル全体に均一に分布させることができ、又はゲル内の規定のゾーン、領域若しくは層内に分布させることができる。
【００４５】
組織内方成長を促進する誘引若しくは化学走化性因子を生成するために、特定の細胞タイプをスカフォールドの中心に配置することができる。適切な刺激性細胞タイプには、血管形成を促進するための平滑筋及び間葉系幹細胞ならびに神経内方成長を促進するためのシュワン細胞が含まれる。
【００４６】
細胞は、それらを液体スカフォールド基質と混合し、次に液体基質をゲルに固化させる工程によって基質内に播種することができる。基質の播種は、生存性を維持するために、ゲル形成に先行して、好ましくは温度、ｐＨ、イオン強度及び剪断力（sheer）の適切な条件下で実施される。ゲル内の初期細胞密度は、約１×１０４から１×１０７ｃｅｌｌｓ／ｍＬ、より好ましくは約５×１０５から１×１０６ｃｅｌｌｓ／ｍＬであってもよい。
【００４７】
本明細書に記載した方法は、一方向組織成長を支持する複数のマイクロチャネルを備える生体材料の製造を可能にする。
【００４８】
本発明の方法によって製造される生体材料は、任意の便利な形態であってもよく、例えば、シート、リング、トロイド、キャピラリー、ストリップ、ブロック、チューブ、粒子、又はロールであってもよい。
【００４９】
本発明のまた別の態様は、指向性組織成長のための生体材料を製造する方法であって、
可溶性繊維をスカフォールド内に組み込む工程において、
前記可溶性繊維は前記繊維の入口端から出口端に向かって、前記繊維が前記入口端から前記出口端に向かって漸進的に溶解するように、漸進的に増加する断面積を有し、
前記繊維の前記漸進的溶解は前記繊維の前記入口端から前記出口端への前記スカフォールドを通しての指向性組織成長のために前記スカフォールド内でマイクロチャネルを作製する工程を含む方法を提供する。
【００５０】
一部の実施形態では、スカフォールドは、可溶性繊維によって連絡されている組織入口端及び出口端を有してもよい。例えば、一方向組織成長のための生体材料を製造する方法は、
可溶性繊維をゲル内に組み込む工程において、
前記ゲルは、前記可溶性繊維によって連絡されている組織入口端及び出口端を有し、
前記可溶性繊維は前記ゲルの前記入口端から前記出口端へ向かって、前記可溶性繊維が前記ゲルの前記入口端から前記出口端へ漸進的に溶解するように、漸進的に増加する断面積を有し、
前記繊維の前記漸進的溶解は前記ゲルの前記入口端から前記出口端への指向性組織成長のために前記ゲル内でマイクロチャネルを作製する工程を含んでもよい。
【００５１】
本明細書に記載したようにゲル内に組み込むのに適した、その全長に沿って漸進的に増加する断面積を有する可溶性繊維は、任意の適切な技術によって製造することができる。
【００５２】
一部の実施形態では、適切な繊維は、その全長に沿って一様な断面を備える標準的繊維（すなわち、側辺が平行な繊維）から、
その全長に沿って一様な断面を有する可溶性繊維を用意する工程と、
前記繊維を溶解させる溶媒に前記繊維を曝露させる工程と、
前記繊維を第２端から第１端へ漸進的に前記溶媒から取り出し、
それにより第１端から第２端へ漸進的に増加する断面積を有する繊維を製造する工程と、を含む方法によって製造することができる。
【００５３】
可溶性繊維の幅が狭い第１端は、例えば、入口端でスカフォールド内に組み込むことができ、幅が広い第２端は、出口端でスカフォールド内に組み込むことができる。
【００５４】
他の実施形態では、適切な繊維は、複数の可溶性フィブリルを束に集合させる工程によって製造できる。出口端では入口端より多数のフィブリルをフィブリルの束に集合させることができるので、断面積は入口端に比較して出口端の方が大きい。
【００５５】
本明細書に記載した生体材料は、特に組織等価インプラントの製造において、特に組織成長若しくは再生の誘導チャネリングが重要である状況において有用な可能性がある。
【００５６】
誘導チャネリングは、例えば、末梢若しくは中枢神経系からの神経組織内の病変の近位端から遠位端へ向かう神経組織の成長若しくは再生（すなわち、神経分布若しくは再神経分布）を支持することができ、又は傷害若しくは損傷組織内の血管形成を支持することに有用な可能性がある。誘導チャネリングは、さらにまた宿主−生体材料界面の宿主側からの細胞若しくは組織の成長についての空間的若しくは時間的制御が必要とされる場合にも有用な可能性がある。これは、例えば、線維芽細胞が宿主−生体材料界面を越えてコラーゲン繊維を植え付けるように誘引することを含む。
【００５７】
これら全ての用途におけるインプラントを通しての組織成長の方向付けは、フロー灌流、迅速な（すなわち、標的に向かう）再神経分布及び機械的強度のための生体模倣機能を促進する。
【００５８】
本明細書に記載した可溶性繊維を含む生体材料は、追加の加工処理工程を伴わずに損傷組織を修復若しくは置換するための組織等価インプラントとして有用な可能性がある。
【００５９】
或いは、損傷組織を修復若しくは置換するための組織等価インプラントを製造するために、生体材料の追加の加工処理工程を実施することができる。可溶性繊維を含有する生体材料は、例えば、組織等価インプラントを製造するために成形及び／又は成型することができる。生体材料は、規定の形状に成形することができ、及び／又は対称性若しくは非対称性であってもよい塑性圧縮を受けさせることができる。
【００６０】
生体材料は、例えば、パッチ、ブロック、チューブ、テープ、ストリップ、リング、トロイド、キャピラリー、ロール、シート、又はスレッドのような任意の便利なインプラント形に成型、切断又は成形することができる。組織等価インプラントの最終形状は、それが使用される特定状況に左右される。一部の実施形態では、組織等価インプラントは、その後の成型に適合する柔軟な形状を有してもよい。
【００６１】
組織等価インプラントは、好ましくは組織損傷側で固定することができる。例えば、インプラントは、入口端が損傷組織の近位断端に隣接して位置しており、出口端が損傷組織の遠位断端に隣接して位置するように固定可能であってもよい。組織等価インプラントは、任意の便宜的技術によって固定することができる。例えば、組織等価インプラントは、所定の場所に縫合又は接着することができる。
【００６２】
本発明のまた別の態様は、個体における損傷組織を治療する方法であって、
本明細書に記載した方法を用いて組織等価インプラントを製造する工程と、
前記組織を修復及び／又は置換するために前記インプラントを前記損傷組織へ固定する工程と、を含む方法を提供する。
【００６３】
本発明のまた別の態様は、個体における組織損傷の部位で指向性組織成長及び／又は修復を促進する方法であって、
組織入口端及び組織出口端を有するゲルを提供する工程において、
前記入口端及び出口端は前記ゲル内で可溶性繊維によって連結されており、
このとき、前記可溶性繊維は前記スカフォールドの前記入口端から前記出口端へ漸進的に増加する断面積を有する工程と、
前記ゲルを組織成長若しくは修復の部位に配置し、
結果として前記繊維は前記入口端から前記出口端へ漸進的に溶解して前記ゲルの前記入口端から前記出口端に向かう一方向組織成長のためのマイクロチャネルを作製する工程と、を含む方法を提供する。
【００６４】
本明細書に記載した組織インプラントは、例えば病変若しくはその他の破損によって分離されている組織、例えば神経組織の遠位及び近位断端を含む組織損傷の部位で使用することができる。ゲルの入口端は遠位断端に配置し、出口端は近位断端に配置することができる。遠位断端からの組織成長は入口端でゲル内に進入し、可溶性繊維の溶解によって形成されるマイクロチャネルに沿って成長し、次に近位断端に隣接する出口端でゲルから出て行く。
【００６５】
インプラントを通しての神経突起の時限性成長は、再生中の神経組織の経路内への阻害性若しくは遮断性組織（グリア性瘢痕）の内方成長は再生中の軸索が修復において必要な位置（すなわち、出口ゾーン）に到達するまで遅延する可能性があるので、脊髄修復において有用な可能性がある。この用途では、マイクロチャネルは、グリア性瘢痕に物理的に橋を架ける時限性橋梁機能を表す。
【００６６】
本発明のまた別の様々な態様及び実施形態は、本開示に照らせば当業者には明白になる。
【００６７】
本明細書で使用する「及び／又は(and/or)」は、他の特徴若しくは成分を含む、又は含まない、２つの特定の機能若しくは構成要素各々の特定の開示であるとみなされるべきである。例えば、「Ａ及び／又はＢ」は、各々があたかも本明細書で個別に規定されているかのように、（ｉ）Ａ、（ｉｉ）Ｂ、ならびに（ｉｉｉ）Ａ及びＢ各々の特定の開示であるとみなされるべきである。
【００６８】
状況が他のことを指示しない限り、上記に規定した特徴についての説明及び定義は、本発明の特定の態様若しくは実施形態には限定されず、本明細書に記載した全ての態様及び実施形態へ同等に適用される。
【００６９】
以下では、本発明の所定の態様及び実施形態について、実施例を例にして、ならびに下記に記載する図面及び表を参照しながら説明する。
【図面の簡単な説明】
【００７０】
【図１】Ｔｒｉｓバッファー中の１％ ＴＲＩＴＯＮ溶液への段階的溶解及びその後の脱水後のホスフェートをベースとするガラス繊維の全長にわたる平均径減少を示している。データは、パーセンテージ±標準偏差（ｎ＝６）として表示した。
【図２】Ｔｒｉｓバッファー中の１％ ＴＲＩＴＯＮ溶液中での段階的溶解及びその後の脱水後の個々の繊維についてのパーセンテージ±標準偏差（ｎ＝６）で表した径の減少を示している。
【図３】インビトロ（in vitro）での３日後の、ＰＧＦを含む、及び含まない構築体中の生存シュワン細胞のパーセンテージを示している。各時点についての各タイプの構築体（ｎ＝２）について構築体１つ当たり６視野を分析した；データは、生存細胞のパーセンテージ±標準偏差で表示した。
【図４】インビトロでの６日間後、ＰＧＦを含む、及び含まない構築体中の生存ＢＭＳＣ細胞のパーセンテージを示している。各時点についての各タイプの構築体（ｎ＝２）について構築体１つ当たり９視野を分析した；データは、生存細胞のパーセンテージ±標準偏差で表示した。
【００７１】
実験
方法
円錐形の繊維の調製
組成比が０．５（Ｐ２Ｏ５）：０．２５（ＣａＯ）：（Ｎａ２Ｏ）、平均径が３０から４０μｍ（蒸留水中での溶解時間が８から１０時間；間隔が１７０μｍである溶解性ガラス繊維を２．３×３．５ｃｍに切断し、カバースリップ上に配置し、オートクレーブ用テープで固定した。
【００７２】
次にカバースリップを小さなＣｏｐｌｉｎジャー内に入れ、これにＴｒｉｓバッファー（ｐＨ７．４）溶液中の７ｍＬの１％ ＴＲＩＴＯＮ Ｘ−１００（Ｓｉｇｍａ社）を充填した。液体は、８００μＬ／時の速度でバイアルから除去した。アルコールの濃度を上昇させながら脱水し（２０、３０、４０、５０、６０及び９０％で５分間×２、９６％で１０分間×２、及び１００％で１５分間×２）、最後にＨＭＤＳ（ヘキサメチルジサラザン（Hexamethyldisalazane））中での３分間×３の洗浄によってヒドロゲル付着物を除去した。
【００７３】
電子顕微鏡法（ＥＭ）
スライドを一晩乾燥するに任せ、次にガラス繊維をカバースリップから緩徐に取り外し、スタブ上に載せ、これを標準方法にしたがってスパッタコーティングした。サンプルは、倍率５００倍の走査型電子顕微鏡（Ｊｅｏｌ  ＪＳＭ  ５５００  ＬＶ）を用いて視認した。繊維の直径は、２ｍｍ毎に全長に沿って測定した。この報告のために計６本の繊維を測定した。
【００７４】
次にデータをスプレッドシートに移し、平均径減少（μｍ）を計算した。
【００７５】
結果
円錐形ホスフェートガラス繊維を上述したように構築し、ＥＭによって試験した。Ｔｒｉｓバッファー中の１％ ＴＲＩＴＯＮ（商標）中での段階的溶解及びその後の脱水後の繊維の全長にわたる繊維径の減少は、表１及び２に示した。６本の繊維における平均径減少は１５．５ｍｍにわたり１０．８３３±５．３５μｍであり、０．７μｍ／ｍｍの平均変化速度が得られたことに注目されたい。
【００７６】
所定の組成を備えるホスフェートガラス繊維の生体適合性は、シュワン細胞についてはインビトロで３日間にわたり、骨髄間質細胞（ＢＭＳＣ）についてはインビトロで第１、３及び６日に圧縮コラーゲン構築体中で試験した。図３及び４は、シュワン細胞及びＢＭＳＣ各々について組み込まれたガラス繊維を含む、及び含まない圧縮されたコラーゲン構築体中の生存細胞のパーセンテージを示している。第０日のシュワン細胞死の欠如は、物理的圧縮プロセスが損傷作用をほとんど有していないこと、そして第１日の生存細胞のパーセンテージの減少がＰＧＦ溶解産物に起因することを示唆している。しかし、第３日までにはマイナスの作用は減少する。第３日のＢＭＳＣの生存性の低下は、ＰＧＦ溶解産物による細胞損傷が一過性であることを示している。第１日の細胞死の欠如は、物理的圧縮プロセスがこれらの細胞への損傷作用をほとんど有していないことを示している。
【００７７】
これらの結果は、ホスフェートガラス繊維の存在がコラーゲン構築体中の細胞の生存性にほとんど影響を及ぼさないことを証明している。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【国際調査報告】
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