(57)【要約】  三次元印刷方法及び装置。この方法は、集中エネルギィ源を用いて第１の材料の領域に集中エネルギィを加えて当該領域で相変化を生じさせるステップと、第１の材料を第２の材料で置き換えるステップを具える。装置は、第１の材料を保持するように構成した容器と、第１の材料の領域に集中エネルギィを加えて当該領域で相変化を生じさせるように構成した集中エネルギィ源と、第１の材料を第２の材料で置き換えるように構成したインジェクタを具える。第１の材料は、ハーシェル−バルクレィ挙動を示す材料である、降伏応力材料を含む。降伏応力材料は、柔らかい粒状ゲルを含む。第２の材料は一又はそれ以上の細胞を含む。【選択図】図２
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
第１の材料内で三次元構造体を作成する方法において：
前記第１の材料のある領域内で、当該領域に集中エネルギィ源を用いて集中エネルギィを加えて相変化を生じさせるステップと；
前記領域内の前記第１の材料を第２の材料で置き換えるステップと；
を具え、
前記第１の材料が、降伏応力が１００パスカルより小さいハーシェル−バルクレィ材料であることを特徴とする方法。
【請求項２】
請求項１に記載の方法において、前記集中エネルギィ源が、前記第１の材料の前記領域内で逆相変化を生じさせるように構成されていることを特徴とする方法。
【請求項３】
請求項１に記載の方法において、ハーシェル−バルクレィ材料である前記第１の材料が、柔らかい粒状ゲルであることを特徴とする方法。
【請求項４】
請求項３に記載の方法において、前記柔らかい粒状ゲルが、ポリマ充填ミクロ粒子でできていることを特徴とする方法。
【請求項５】
請求項４に記載の方法において、前記ポリマ充填ミクロ粒子が、直径０．１乃至１００マイクロメートルであることを特徴とする方法。
【請求項６】
請求項４に記載の方法において、前記ポリマ充填ミクロ粒子が、直径約５マイクロメートルであることを特徴とする方法。
【請求項７】
請求項４に記載の方法において、前記ポリマ充填ミクロ粒子が、前記柔らかい粒状ゲルの重量で２％より少ない濃度であることを特徴とする方法。
【請求項８】
請求項７に記載の方法において、前記ポリマ充填ミクロ粒子が、前記柔らかい粒状ゲルの重量で０．５％乃至１％の濃度であることを特徴とする方法。
【請求項９】
請求項４に記載の方法において、前記ポリマ充填ミクロ粒子が、前記柔らかい粒状ゲルの質量で０．２％乃至０．７％の濃度であることを特徴とする方法。
【請求項１０】
請求項４に記載の方法において、前記第１の材料がヒドロゲルを含むことを特徴とする方法。
【請求項１１】
請求項１０に記載の方法において、前記ヒドロゲルがカルボマーポリマを含むことを特徴とする方法。
【請求項１２】
請求項１０に記載の方法において、前記ヒドロゲルがＣａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）ＥＴＤ２０２０を含むことを特徴とする方法。
【請求項１３】
請求項１０に記載の方法において、前記ヒドロゲルがアクリル酸の架橋ポリマを含むことを特徴とする方法。
【請求項１４】
請求項１０に記載の方法において、前記ヒドロゲルがポリ電解ミクロゲルを含むことを特徴とする方法。
【請求項１５】
請求項４に記載の方法において、前記第１の材料がシリコーンエラストマ分散体を含むことを特徴とする方法。
【請求項１６】
請求項１５に記載の方法において、前記シリコーンエラストマがＰＤＭＳ中に分散していることを特徴とする方法。
【請求項１７】
請求項１６に記載の方法において、前記シリコーンエラストマ分散体がＤｏｗＣｏｒｎｉｎｇ−９０４１であることを特徴とする方法。
【請求項１８】
請求項１に記載の方法において、前記第１の材料の降伏応力が１乃至１００パスカルであることを特徴とする方法。
【請求項１９】
請求項１８に記載の方法において、前記第１の材料の降伏応力が１０乃至１００パスカルであることを特徴とする方法。
【請求項２０】
請求項１に記載の方法において、前記第１の材料のせん断応力が、せん断率１０−３ｓ−１におけるせん断率と無関係であることを特徴とする方法。
【請求項２１】
請求項１に記載の方法において、せん断率１０−３ｓ−１における前記第１の材料のせん断応力が、前記第１の材料の弾性成分にのみ関係することを特徴とする方法。
【請求項２２】
請求項１に記載の方法において、前記第１の材料の降伏応力が、当該第１の材料の静水圧以下であることを特徴とする方法。
【請求項２３】
請求項１に記載の方法において、前記第１の材料が０．２５秒乃至２．５秒のチキソトロピー時間を有することを特徴とする方法。
【請求項２４】
請求項２３に記載の方法において、前記第１の材料が０．２５秒乃至１．５秒のチキソトロピー時間を有することを特徴とする方法。
【請求項２５】
請求項２４に記載の方法において、前記第１の材料が０．２５秒乃至１秒のチキソトロピー時間を有することを特徴とする方法。
【請求項２６】
請求項１に記載の方法において、前記第１の材料が４乃至７のチキソトロピー指数を有することを特徴とする方法。
【請求項２７】
請求項２６に記載の方法において、前記第１の材料が４乃至６のチキソトロピー指数を有することを特徴とする方法。
【請求項２８】
請求項２７に記載の方法において、前記第１の材料が４乃至５のチキソトロピー指数を有することを特徴とする方法。
【請求項２９】
請求項２８に記載の方法において、前記第１の材料が０．２５秒乃至１．５秒のチキソトロピー時間を有することを特徴とする方法。
【請求項３０】
請求項２９に記載の方法において、前記第１の材料が０．２５秒乃至１秒のチキソトロピー時間を有することを特徴とする方法。
【請求項３１】
請求項１に記載の方法において、前記第１の材料と前記第２の材料が混和性であることを特徴とする方法。
【請求項３２】
請求項１に記載の方法において、前記第２の材料が細胞外マトリックス材料前駆体溶液を含むことを特徴とする方法。
【請求項３３】
請求項１に記載の方法において、前記第２の材料が一またはそれ以上の細胞を含むことを特徴とする方法。
【請求項３４】
請求項１に記載の方法において、前記置き換えるステップが：
インジェクタを用いて前記第２の材料を前記第１の材料内に注入するステップと；
徐々に、前記第１の材料を前記インジェクタに対して相対的に置き換えるステップと；
を具えることを特徴とする方法。
【請求項３５】
請求項３４に記載の方法において、前記第１の材料を前記インジェクタに対して相対的に置き換えるステップが、前記インジェクタに対して前記第１の材料を相対的に回転させるステップを具えることを特徴とする方法。
【請求項３６】
請求項３５に記載の方法において、前記第１の材料を前記インジェクタに対して相対的に回転させるステップが、前記第１の材料の軸を中心に回転させるステップを具えることを特徴とする方法。
【請求項３７】
請求項３４に記載の方法において、前記相対的に置き換えるステップが前記インジェクタに対して前記第１の材料を、前記第２の材料のジェットの特性崩壊時間より速い置き換えレートで置き換えるステップを具えることを特徴とする方法。
【請求項３８】
請求項１に記載の方法において、前記置き換えるステップが、徐々に、前記集中エネルギィ源の合焦点を前記第１の材料に対して相対的に置き換えるステップを具えることを特徴とする方法。
【請求項３９】
請求項３８に記載の方法において、
前記置き換えるステップがさらに、インジェクタを用いて前記第２の材料を前記第１の材料中に注入するステップと、前記インジェクタを徐々に移動させるステップと、を具え；
前記相対的に置き換えるステップが、前記インジェクタの動きを、前記集中エネルギィ源の合焦点の相対的な置き換えと同期させるステップを具えることを特徴とする方法。
【請求項４０】
請求項１に記載の方法がさらに、前記第１の材料を容器から取り出すステップを具えることを特徴とする方法。
【請求項４１】
請求項１に記載の方法がさらに、前記第１の材料を洗い流して、前記第１の材料から前記第２の材料を取り出すステップを具えることを特徴とする方法。
【請求項４２】
請求項４１に記載の方法において、前記洗い流すステップが、一またはそれ以上の塩及び／又は有機溶剤を前記第１の材料に注入するステップを具えることを特徴とする方法。
【請求項４３】
請求項１に記載の方法において、前記置き換えるステップが、前記第１の材料を前記第２の材料で無期限に置き換えるステップを具えることを特徴とする方法。
【請求項４４】
請求項１に記載の方法において、前記置き換えるステップが、前記第１の材料を前記第２の材料で１日以上連続的に置き換えるステップを具えることを特徴とする方法。
【請求項４５】
三次元印刷用カートリッジにおいて：
三次元印刷装置内での挿入用に構成したハウジングと；
前記ハウジング内の溝と；
前記溝内の第１の材料であって、降伏応力が１００パスカルより小さいハーシェル−バルクレィ材料を含む第１の材料と；
インジェクタが前記ハウジングを前記溝まで通過して、前記第１の材料を第２の材料で置き換えるように構成した前記ハウジング内の開口と；を具え、
前記第１の材料が、集中エネルギィ源を用いて前記第１の材料の領域に加えた集中エネルギィによって透過性である、ことを特徴とするカートリッジ。
【請求項４６】
請求項４５に記載のカートリッジにおいて、前記集中エネルギィ源が、前記第１の材料の前記領域に逆相変化を起こすように構成されていることを特徴とするカートリッジ。
【請求項４７】
請求項４５に記載のカートリッジにおいて、ハーシェル−バルクレィ材料である前記第１の材料が柔らかい粒状ゲルを含むことを特徴とするカートリッジ。
【請求項４８】
請求項４７に記載のカートリッジにおいて、前記柔らかい粒状ゲルが、ポリマ充填ミクロ粒子でできていることを特徴とするカートリッジ。
【請求項４９】
請求項４８に記載のカートリッジにおいて、前記ポリマ充填ミクロ粒子が、直径０．１乃至１００マイクロメートルであることを特徴とするカートリッジ。
【請求項５０】
請求項４８に記載のカートリッジにおいて、前記ポリマ充填ミクロ粒子が、直径約５マイクロメートルであることを特徴とするカートリッジ。
【請求項５１】
請求項４８に記載のカートリッジにおいて、前記柔らかい粒状ゲルの重量で２％より少ない濃度であることを特徴とするカートリッジ。
【請求項５２】
請求項５１に記載のカートリッジにおいて、前記ポリマ充填ミクロ粒子が、前記柔らかい粒状ゲルの重量で０．５％乃至１％の濃度であることを特徴とするカートリッジ。
【請求項５３】
請求項４８に記載のカートリッジにおいて、前記ポリマ充填ミクロ粒子が、前記柔らかい粒状ゲルの質量で０．２％乃至０．７％の濃度であることを特徴とするカートリッジ。
【請求項５４】
請求項４８に記載のカートリッジにおいて、前記第１の材料がヒドロゲルを含むことを特徴とするカートリッジ。
【請求項５５】
請求項５４に記載のカートリッジにおいて、前記ヒドロゲルがカルボマーポリマを含むことを特徴とするカートリッジ。
【請求項５６】
請求項５４に記載のカートリッジにおいて、前記ヒドロゲルがＣａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）ＥＴＤ２０２０を含むことを特徴とするカートリッジ。
【請求項５７】
請求項５４に記載のカートリッジにおいて、前記ヒドロゲルがアクリル酸の架橋ポリマを含むことを特徴とするカートリッジ。
【請求項５８】
請求項５４に記載のカートリッジにおいて、前記ヒドロゲルがポリ電解ミクロゲルを含むことを特徴とするカートリッジ。
【請求項５９】
請求項４８に記載のカートリッジにおいて、前記第１の材料がシリコーンエラストマ分散体を含むことを特徴とするカートリッジ。
【請求項６０】
請求項５９に記載のカートリッジにおいて、前記シリコーンエラストマがＰＤＭＳ中に分散していることを特徴とするカートリッジ。
【請求項６１】
請求項６０に記載のカートリッジにおいて、前記シリコーンエラストマ分散体がＤｏｗＣｏｒｎｉｎｇ−９０４１であることを特徴とするカートリッジ。
【請求項６２】
請求項４５に記載のカートリッジにおいて、前記第１の材料の降伏応力が１乃至１００パスカルであることを特徴とするカートリッジ。
【請求項６３】
請求項６２に記載のカートリッジにおいて、前記第１の材料の降伏応力が１０乃至１００パスカルであることを特徴とするカートリッジ。
【請求項６４】
請求項４５に記載のカートリッジにおいて、前記第１の材料のせん断応力が、せん断率１０−３ｓ−１におけるせん断率と無関係であることを特徴とするカートリッジ。
【請求項６５】
請求項４５に記載のカートリッジにおいて、せん断率１０−３ｓ−１における前記第１の材料のせん断応力が、前記第１の材料の弾性成分にのみ関係することを特徴とするカートリッジ。
【請求項６６】
請求項４５に記載のカートリッジにおいて、前記第１の材料の降伏応力が、当該第１の材料の静水圧以下であることを特徴とするカートリッジ。
【請求項６７】
請求項４５に記載のカートリッジにおいて、前記第１の材料が０．２５秒乃至２．５秒のチキソトロピー時間を有することを特徴とするカートリッジ。
【請求項６８】
請求項６７に記載のカートリッジにおいて、前記第１の材料が０．２５秒乃至１．５秒のチキソトロピー時間を有することを特徴とするカートリッジ。
【請求項６９】
請求項６８に記載のカートリッジにおいて、前記第１の材料が０．２５秒乃至１秒のチキソトロピー時間を有することを特徴とするカートリッジ。
【請求項７０】
請求項４５に記載のカートリッジにおいて、前記第１の材料が４乃至７のチキソトロピー指数を有することを特徴とするカートリッジ。
【請求項７１】
請求項７０に記載のカートリッジにおいて、前記第１の材料が４乃至６のチキソトロピー指数を有することを特徴とするカートリッジ。
【請求項７２】
請求項７１に記載のカートリッジにおいて、前記第１の材料が４乃至５のチキソトロピー指数を有することを特徴とするカートリッジ。
【請求項７３】
請求項７２に記載のカートリッジにおいて、前記第１の材料が０．２５秒乃至１．５秒のチキソトロピー時間を有することを特徴とするカートリッジ。
【請求項７４】
請求項７３に記載のカートリッジにおいて、前記第１の材料が０．２５秒乃至１秒のチキソトロピー時間を有することを特徴とするカートリッジ。
【請求項７５】
請求項４５に記載のカートリッジにおいて、前記第１の材料と前記第２の材料が混和性であることを特徴とするカートリッジ。
【請求項７６】
請求項４５に記載のカートリッジにおいて、前記第２の材料が細胞外マトリックス材料前駆体溶液を含むことを特徴とするカートリッジ。
【請求項７７】
請求項４５に記載のカートリッジにおいて、前記第２の材料が一またはそれ以上の細胞を含むことを特徴とするカートリッジ。
【請求項７８】
請求項４５に記載のカートリッジが更に、前記第１の材料と前記インジェクタ間で相対的な置換を起こさせるように構成したプラットフォームを具えることを特徴とするカートリッジ。
【請求項７９】
請求項７８に記載のカートリッジにおいて、前記第１の材料と前記インジェクタ間における相対的置換が、前記第１の材料と前記インジェクタ間の相対的回転を具えることを特徴とするカートリッジ。
【請求項８０】
請求項７９に記載のカートリッジにおいて、前記第１の材料と前記インジェクタ間の相対的回転が、前記第１の材料の軸を中心とした回転を具えることを特徴とするカートリッジ。
【請求項８１】
請求項７８に記載のカートリッジにおいて、前記プラットフォームが前記第１の材料と前記インジェクタ間で、前記第２の材料のジェットの特性崩壊時間より速い置き換えレートで前記相対的回転を起こさせるように構成されていることを特徴とするカートリッジ。
【請求項８２】
請求項４５に記載のカートリッジがさらに、前記集中エネルギィ源の合焦点と前記第１の材料との間で相対的な置き換えを生じさせるように構成したアクチュエータを具えることを特徴とするカートリッジ。
【請求項８３】
請求項８２に記載のカートリッジにおいて、前記プラットフォーム及び／又は前記アクチュエータが、前記プラットフォームの動作が前記アクチュエータの動作と同期するように構成されていることを特徴とするカートリッジ。
【請求項８４】
請求項４５に記載のカートリッジにおいて、前記第１の材料が容器から取り出せることを特徴とするカートリッジ。
【請求項８５】
請求項４５に記載のカートリッジがさらに：
前記第１の材料を洗い流して、前記第１の材料から前記第２の材料を取り出す第２のインジェクタを具えることを特徴とするカートリッジ。
【請求項８６】
請求項８５に記載のカートリッジにおいて、前記第２のインジェクタが、一またはそれ以上の塩及び／又は有機溶剤を前記第１の材料に注入するように構成されていることを特徴とするカートリッジ。
【請求項８７】
請求項４５に記載のカートリッジにおいて、前記インジェクタが前記第１の材料を前記第２の材料で無期限に置き換えるように構成されていることを特徴とするカートリッジ。
【請求項８８】
請求項４５に記載のカートリッジにおいて、前記インジェクタが、前記第１の材料を前記第２の材料で１日以上連続的に置き換えるように構成されていることを特徴とするカートリッジ。
【請求項８９】
三次元構造体を作成する装置において：
第１の材料を保持する容器と；
前記第１の領域において、当該領域に集中エネルギィを加えることによって相変化を生じさせるように構成した集中エネルギィ源と；
前記領域中の第１の材料を第２の材料で置き換えるように構成したインジェクタと；を具え、
前記第１の材料が、降伏応力が１００パスカルより小さいハーシェル−バルクレィ材料であることを特徴とする装置。
【請求項９０】
請求項８９に記載の装置において、前記集中エネルギィ源が、前記第１の材料の前記領域に逆相変化を起こすように構成されていることを特徴とする装置。
【請求項９１】
請求項８９に記載の装置において、ハーシェル−バルクレィ材料である前記第１の材料が柔らかい粒状ゲルを含むことを特徴とする装置。
【請求項９２】
請求項９１に記載の装置において、前記柔らかい粒状ゲルが、ポリマ充填ミクロ粒子でできていることを特徴とする装置。
【請求項９３】
請求項９２に記載の装置において、前記ポリマ充填ミクロ粒子が、直径０．１乃至１００マイクロメートルであることを特徴とする装置。
【請求項９４】
請求項９２に記載の装置において、前記ポリマ充填ミクロ粒子が、直径約５マイクロメートルであることを特徴とする装置。
【請求項９５】
請求項９２に記載の装置において、前記柔らかい粒状ゲルの重量で２％より少ない濃度であることを特徴とする装置。
【請求項９６】
請求項９５に記載の装置において、前記ポリマ充填ミクロ粒子が、前記柔らかい粒状ゲルの重量で０．５％乃至１％の濃度であることを特徴とする装置。
【請求項９７】
請求項９２に記載の装置において、前記ポリマ充填ミクロ粒子が、前記柔らかい粒状ゲルの質量で０．２％乃至０．７％の濃度であることを特徴とする装置。
【請求項９８】
請求項９２に記載の装置において、前記第１の材料がヒドロゲルを含むことを特徴とする装置。
【請求項９９】
請求項９８に記載の装置において、前記ヒドロゲルがカルボマーポリマを含むことを特徴とする装置。
【請求項１００】
請求項９８に記載の装置において、前記ヒドロゲルがＣａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）ＥＴＤ２０２０を含むことを特徴とする装置。
【請求項１０１】
請求項９８に記載の装置において、前記ヒドロゲルがアクリル酸の架橋ポリマを含むことを特徴とする装置。
【請求項１０２】
請求項９８に記載の装置において、前記ヒドロゲルがポリ電解ミクロゲルを含むことを特徴とする装置。
【請求項１０３】
請求項９２に記載の装置において、前記第１の材料がシリコーンエラストマ分散体を含むことを特徴とする装置。
【請求項１０４】
請求項１０３に記載の装置において、前記シリコーンエラストマがＰＤＭＳ中に分散していることを特徴とする装置。
【請求項１０５】
請求項１０４に記載の装置において、前記シリコーンエラストマ分散体がＤｏｗＣｏｒｎｉｎｇ−９０４１であることを特徴とする装置。
【請求項１０６】
請求項８９に記載の装置において、前記第１の材料の降伏応力が１乃至１００パスカルであることを特徴とする装置。
【請求項１０７】
請求項１０６に記載の装置において、前記第１の材料の降伏応力が１０乃至１００パスカルであることを特徴とする装置。
【請求項１０８】
請求項８９に記載の装置において、前記第１の材料のせん断応力が、せん断率１０−３ｓ−１におけるせん断率と無関係であることを特徴とする装置。
【請求項１０９】
請求項８９に記載の装置において、せん断率１０−３ｓ−１における前記第１の材料のせん断応力が、前記第１の材料の弾性成分にのみ関係することを特徴とする装置。
【請求項１１０】
請求項８９に記載の装置において、前記第１の材料の降伏応力が、当該第１の材料の静水圧以下であることを特徴とする装置。
【請求項１１１】
請求項８９に記載の装置において、前記第１の材料が０．２５秒乃至２．５秒のチキソトロピー時間を有することを特徴とする装置。
【請求項１１２】
請求項１１１に記載の装置において、前記第１の材料が０．２５秒乃至１．５秒のチキソトロピー時間を有することを特徴とする装置。
【請求項１１３】
請求項１１２に記載の装置において、前記第１の材料が０．２５秒乃至１秒のチキソトロピー時間を有することを特徴とする装置。
【請求項１１４】
請求項８９に記載の装置において、前記第１の材料が４乃至７のチキソトロピー指数を有することを特徴とする装置。
【請求項１１５】
請求項１１４に記載の装置において、前記第１の材料が４乃至６のチキソトロピー指数を有することを特徴とする装置。
【請求項１１６】
請求項１１４に記載の装置において、前記第１の材料が４乃至５のチキソトロピー指数を有することを特徴とする装置。
【請求項１１７】
請求項１１６に記載の装置において、前記第１の材料が０．２５秒乃至１．５秒のチキソトロピー時間を有することを特徴とする装置。
【請求項１１８】
請求項１１７に記載の装置において、前記第１の材料が０．２５秒乃至１秒のチキソトロピー時間を有することを特徴とする装置。
【請求項１１９】
請求項８９に記載の装置において、前記第１の材料と前記第２の材料が混和性であることを特徴とする装置。
【請求項１２０】
請求項８９に記載の装置において、前記第２の材料が細胞外マトリックス材料前駆体溶液を含むことを特徴とする装置。
【請求項１２１】
請求項８９に記載の装置において、前記第２の材料が一またはそれ以上の細胞を含むことを特徴とする装置。
【請求項１２２】
請求項８９に記載の装置が更に、前記第１の材料と前記インジェクタ間で相対的な置換を起こさせるように構成したプラットフォームを具えることを特徴とする装置。
【請求項１２３】
請求項１２２に記載の装置において、前記第１の材料と前記インジェクタ間における相対的置換が、前記第１の材料と前記インジェクタ間の相対的回転を具えることを特徴とする装置。
【請求項１２４】
請求項１２３に記載の装置において、前記第１の材料と前記インジェクタ間の相対的回転が、前記第１の材料の軸を中心とした回転を具えることを特徴とする装置。
【請求項１２５】
請求項１２２に記載の装置において、前記プラットフォームが前記第１の材料と前記インジェクタ間で、前記第２の材料のジェットの特性崩壊時間より速い置き換えレートで前記相対的回転を起こさせるように構成されていることを特徴とする装置。
【請求項１２６】
請求項８９に記載の装置がさらに、前記集中エネルギィ源の合焦点と前記第１の材料との間で相対的な置き換えを生じさせるように構成したアクチュエータを具えることを特徴とする装置。
【請求項１２７】
請求項１２６に記載の装置において、前記プラットフォーム及び／又は前記アクチュエータが、前記プラットフォームの動作が前記アクチュエータの動作と同期するように構成されていることを特徴とする装置。
【請求項１２８】
請求項８９に記載の装置において、前記第１の材料が容器から取り出せることを特徴とする装置。
【請求項１２９】
請求項８９に記載の装置がさらに：
前記第１の材料を洗い流して、前記第１の材料から前記第２の材料を取り出す第２のインジェクタを具えることを特徴とする装置。
【請求項１３０】
請求項１２９に記載の装置において、前記第２のインジェクタが、一またはそれ以上の塩及び／又は有機溶剤を前記第１の材料に注入するように構成されていることを特徴とする装置。
【請求項１３１】
請求項８９に記載の装置において、前記インジェクタが前記第１の材料を前記第２の材料で無期限に置き換えるように構成されていることを特徴とする装置。
【請求項１３２】
請求項８９に記載の装置において、前記インジェクタが、前記第１の材料を前記第２の材料で１日以上連続的に置き換えるように構成されていることを特徴とする装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
［関連出願］
本出願は、３５Ｕ．Ｓ．Ｃ．§１１９（ｅ）に基づいて２０１４年１２月５日に出願された米国暫定出願第６２／０８８，３８５号「支持体として相変化物質を用いた３Ｄ印刷」の優先権を主張する。この出願は、引用により全体が組み込まれている。
【０００２】
［連邦支援研究］
本発明は、米国国立科学財団によるＧｒａｎｔ＃ＤＭＲ０８４７３０４に基づく米国政府の支援の下で行われた。
【背景技術】
【０００３】
細胞再生用テンプレートとしての三次元足場の使用は、再生医療の基礎をなしている。三次元（３Ｄ）物体の細胞応答に対する二次元（２Ｄ）表面の細胞応答の関係を認識することは、生命工学が従来の二次元培養から、生体内カウンターパートにより似ている三次元細胞培養に移行してきているので、ますます重要である。
【０００４】
この分野でのミクロン乃至ミリメータのスケールの表面トポグラフィー生成の現状は、マイクロパターニング、リソグラフィ技術、又は、３Ｄコンピュータ支援設計（ＣＡＤ）と３Ｄ印刷または積層法に基づいた急速プロトタイプに依存している。これらは、特別な装置また設備を必要とするとともに、長い手順を要することがある。筒状、ドーナツ形状、といった複雑なジオメトリを持つ基体や、球形の骨格は上述の方法では製造が困難であり、時間がかかる。
【０００５】
現存の骨格形成処理技術は、一定の材料の除去を伴うより伝統的な減算的アプローチから、層ごとに材料を選択的に加える製造を行わない個体を使用する従来の加算的アプローチへと、発展していった。現在商業的に入手可能な３Ｄ印刷システムは、層ごとに印刷した構造体と同時に固相支持体を印刷するステップを含む。印刷後に、支持体材料は洗い流して、廃棄する。
【０００６】
一つの自由成型技術はエレクトロスピニングである。この方法は、数十ナノメートル乃至１マイクロメートルのファイバ径の不織繊維構造を製造する。使用する高分子溶液をシリンジを通して供給し、高電圧に接続されたスピナレット（針先）から押出して、ナノファイバーが製造される。３Ｄ印刷技術も、自由成型プロセスで分配ノズル（インクジェット印刷ヘッド）を用いて、ポリマーパウダと結合液を各層に沈着させる。
【発明の概要】
【０００７】
本発明のいくつかの態様は、第１材料内に三次元構造体を作る方法に関する。この三次元構造体は、例えば、細胞培養用コンテナとして使用することができ、成長する組織形成用の骨格として作用する。この方法は、第１の材料を使用し、この第１の材料の一領域中に集中エネルギィ源を用いて集中エネルギィを加えることによって相変化をおこすステップと、この領域中の第１の材料を第２の材料で置き換えるステップと、を具える。
【０００８】
更なる態様は、三次元構造体を作成する装置に関する。この装置は、第１の材料を保持するように構成したコンテナと、第１の材料のある領域に集中エネルギィを加えることによって相変化を起こすように構成した集中エネルギィ源と、この領域中の第１の材料を第２の材料で置き換えるように構成したインジェクタと、を具える。
【０００９】
更なる態様は、三次元印刷用カートリッジに関する。このカートリッジは、三次元印刷装置に挿入するように構成したハウジングと、このハウジング内の溝と、この溝内の第１の材料と、インジェクタがハウジングを通過して溝へ進み第１の材料を第２の材料に置き換えるように構成したハウジング内の開口と、を具える。第１の材料は、降伏応力材料（ｙｉｅｌｄ  ｓｔｒｅｓｓ  ｍａｔｅｒｉａｌ）を含むものでもよい。第１の材料は、集中エネルギィ源を用いて第１の材料のある領域に加える集中エネルギィが透過できる材料であってもよい。
【００１０】
更なる態様は、第１の材料内に三次元構造体を作成する方法に関する。この方法は、第１の材料のある領域内で、集中エネルギィ源を用いてその領域に集中エネルギィを加えることによって相変化を起こすステップと、その領域内の第１の材料を第２の材料で置き換えるステップとを具え、第１の材料が、１００パスカルより小さい降伏応力を有するヘルシャル−バルクレィ（Ｈｅｒｓｃｈｅｌ−Ｂｕｌｋｌｅｙ）材料である。
【００１１】
更なる態様は、三次元印刷用カートリッジに関する。このカートリッジは、三次元印刷装置に挿入するように構成したハウジングと、このハウジング内の溝と、この溝内の１００パスカルより小さい降伏応力を有するヘルシャル−バルクレィ（Ｈｅｒｓｃｈｅｌ−Ｂｕｌｋｌｅｙ）材料を含む第１の材料と、インジェクタがハウジングを通過して溝へ進み第１の材料を第２の材料に置き換えるように構成したハウジング内の開口と、を具え、第１の材料が集中エネルギィ源を用いて第１の材料のある領域に加えた集中エネルギィが透過できる材料である。
【００１２】
更なる態様は、三次元構造体を作成する装置に関する。この装置は、第１の材料を保持するように構成したコンテナと、第１の材料のある領域に集中エネルギィを加えることによって相変化を起こすように構成した集中エネルギィ源と、この領域中の第１の材料を第２の材料で置き換えるように構成したインジェクタと、を具え、第１の材料が１００パスカルより小さい降伏応力を有するヘルシャル−バルクレィ（Ｈｅｒｓｃｈｅｌ−Ｂｕｌｋｌｅｙ）材料である。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】図１は、いくつかの実施例による三次元印刷装置を示す図である。
【図２】図２は、いくつかの実施例による三次元印刷デバイスを示す図である。
【図３】図３は、いくつかの実施例によるニート材料濃度（溶剤として１０ｃｓｔのシリコーンオイルを含む）の関数としてのシリコーン流体の降伏応力を示すチャートである。
【図４】図４は、（ａ）不安定なトーラスの平面図と、（ｂ）いくつかの実施例による降伏応力が異なるシリコーン材料を用いて達成可能な最小長さスケール（ａｃ）の一例を示す図である。
【図５】図５は、３Ｄドローイング媒体として粒状ゲルを含むカートリッジの印刷を示す図である。
【図６】図６は、本明細書に記載した技術を用いて形成することができる構造体を示す図であり、（ａ）はドーナツ形状、（ｂ）は三日月形状、（ｃ）はスパイラル形状（左側：平面、右側：側面）の液滴である。
【図７】図７は、いくつかの実施例による本明細書に記載した技術を用いて形成することができるセルマトリックス構造の３つのバリエーションを示す図である。
【図８】図８は、いくつかの実施例による本明細書に記載した技術を用いて形成するドーナツ状液滴で培養した（ａ）酵母細胞と（ｂ）ＭＤＣＫ上皮細胞の例を示す図である。ここで、上皮細胞は、負のガウス曲線の領域に向けて移動し、非運動性酵母細胞は、母集団が初期に沈殿した位置から分裂して成長する。
【図９】図９は、いくつかの実施例による本明細書に記載した技術を用いて形成することができる水−水ベース及び油−油ベースの３Ｄ印刷を用いた表面張力最小化を示す図である。
【図１０】図１０は、いくつかの実施例による本明細書に記載した技術を用いて形成することができる、複雑、ソフト、かつロバストな構造体の３Ｄドローイングを示す図である。
【図１１】図１１は、いくつかの実施例による本明細書に記載した技術を用いて形成することができる、アスペクト比が可変の回想的３Ｄ血管ネットワークを示す図である。
【図１２】図１２Ａは、いくつかの実施例による別の三次元印刷の方法を示すフローチャートである。図１２Ｂは、いくつかの実施例による三次元印刷の方法を示すフローチャートである。
【図１３】図１３は、いくつかの実施例による例示的実験的研究用の降伏応力材料へ押し出した細胞構造を示す図である。
【図１４】図１４は、いくつかの実施例による例示的実験的研究用の３Ｄ押出システムを示す図である。
【図１５】図１５は、いくつかの実施例による例示的実験的研究用の押出構造体を示す図である。
【図１６】図１６は、いくつかの実施例による例示的実験的研究用の降伏応力材料に押し出した液滴を示す図である。
【図１７】図１７は、いくつかの実施例による例示的実験的研究用の押し出した液滴との細胞相互作用を示す図である。
【図１８】図１８は、いくつかの実施例による例示的実験的研究用の応力計算技術を示す図である。
【図１９】図１９は、いくつかの実施例による例示的実験的研究用の様々な曲率との細胞相互作用を示す図である。
【図２０】図２０は、いくつかの実施例による図に示す降伏応力材料についてのせん断応力対せん断率をプロットした図である。
【図２１】図２１は、いくつかの実施例による降伏応力材料について、及び比較のための、降伏応力材料でない材料についての、降伏応力対チキソトロピー時間をプロットした図である。
【図２２】図２２は、いくつかの実施例による降伏応力材料について、及び比較のための、降伏応力材料でない材料についての、チキソトロピー指数対チキソトロピー時間をプロットした図である。
【発明を実施するための形態】
【００１４】
発明者らは、一時的に相変化した材料（例えば、チキソトロピーあるいは「降伏応力」材料）に印刷することによって、支持材料にも印刷することなく、所望の構造体を印刷できることを認識した。むしろ、相変化材料は、印刷容量に合わせこの容量に制約される相に戻すことによって、支持体材料になりうる。発明者らは、この方法が、印刷した材料と支持体材料との間の表面張力が印刷できる最小の形状を制限する重要な役割を果たす従来の３Ｄ印刷システムに比べてコストと製造時間を低減させることを認識した。この印刷は、例えば、第２の材料を相変化材料に注入することによって達成できる。相変化材料は、例えば、降伏応力材料の局部的領域において、この領域を活性化させることによって一時的に達成される。
【００１５】
いくつかの実施例では、一時的な相変化材料に注入した材料が、相変化材料と混和される。発明者らは、このような混和材量で印刷することによって印刷できる最小形状を小さくできることを認識した。印刷材料が支持体の降伏応力材料と混和性である場合、表面張力と降伏応力との競合が、レイリー−プラトー（Ｒａｙｌｅｉｇｈ−Ｐｌａｔｅａｕ）不安定性が形状を決める従来の３Ｄ印刷のものに比べて印刷可能な形状を制限する。しかしながら、二つの材料が混和性であれば、表面張力がなくなり、印刷形状の理論的な下限は、（ａ）降伏応力材料を構成するマイクロゲル粒子のサイズ、（ｂ）印刷材料中の粒子のサイズ、あるいは（ｃ）押出ノズルのサイズによって、設定される。最も「急速なプロットタイピング」３Ｄ印刷システムは、非混和性材料を使用している。この印刷材料は、通常、疎水性有機材料であり、支持体材料は、通常、水溶性親水性材料である。したがって、ほとんどの商業的に入手可能な３Ｄプリンタの最小形状は、表面張力によって制限を受ける。発明者らは、微粒子材料の微粒子状降伏応力材料への印刷（両方とも同じ材料に溶ける）が、表面張力の制限をなくし、ぬれ面及び界面エネルギィに関連する数十年に及ぶ技術的挑戦を回避できることを認識した。この改良は、「水−水」ベースの印刷と、「油−油」ベースの印刷にも適用できる。特に、微粒子状水性懸濁液は水性降伏応力材料に印刷することができ、油溶性微粒子の懸濁液は、油ベースの降伏応力材料に印刷することができる。
【００１６】
降伏応力材料は、固相またはその他の相であり、降伏応力を下回るレベルでストレスがかかってもその形状を維持することができる。降伏応力を超える応力がかかると、これらの材料は流体又はその他のより可鍛性のある相になってその形状を変えることができる。したがって、降伏応力材料は、自己回復性で、セルフシーリング性の支持構造体を提供し、この構造体には、任意の設計の複雑な構造を印刷できる。多くの降伏応力材料は、粒子状である。例えば、降伏応力材料は、高密度のマイクロゲル−膨張した架橋ポリマーネットワークからできた微細な粒子−を含んでいてもよい。マイクロゲルは、水性親水性ポリマ、又は、ＰＤＭＳなどの疎水性ポリマから作ることができる。
【００１７】
このような材料に、適当な方法でストレスをかけることができる。例えば、エネルギィをこのような材料に加えて相変化を起こすことができる。このエネルギィは、機械的、電気的、放射性、あるいは光を含む、適宜の形である。発明者らは、チューブ、環状体、球体、筒状、階層的に枝分かれした血管網、高アスペクト比の物体、及び薄閉殻といった複雑なジオメトリの基体は、従来の方法では製造が困難であり、時間がかかることを認識しており、このような複雑なジオメトリを有する基体及び構造体は、一時的に相変化する材料を用いてより簡単に、かつより迅速に印刷できることを認識した。さらに、一時的に相変化する材料への印刷は、固化する必要がないため、印刷した構造体が迅速にあるいはまったく固化しないアプリケーションが可能である。流体は、一時的に相変化した材料が印刷又は押出の後印刷した構造体を適切に保持するため、永久に流体のままである。この流体又は材料を一時的に相変化する材料にトラップすることによって、表面張力、重力、及び粒子拡散効果をなくすことができ、アスペクト比がほぼ無制限の、非常に詳細で精巧な材料の製造が可能となる。さらに、発明者らは、押出ノズルの経路を反対にして、流れの方向を逆にすることにより、同じ材料を用いて構造体を印刷不能にできることを認識した。
【００１８】
発明者らは、シリコーン、ヒドロゲル、コロイド粒子、生体細胞を含む様々な材料を一時的に相変化する材料として使用できることを認識した。ソフトポリマー材料は、構造体に架橋して、一時的に相変化する材料から除去することができるが、コロイドや細胞などの非架橋微粒子系は、一見無限時間その材料中に残ることができる。一時的に相変化する材料内に書き込むことによって達成された細部の精度とレベルは、材料の粒子サイズによって制限されるが、ミクロン及びサブミクロンサイズで作ることができる。このやり方は、正確で階層的な細胞培地骨格、血管ネットワーク、複雑な組織、及びいくつかの実施例では、器官全体の開発と製造を目的としている。
【００１９】
発明者らは、現存の組織印刷技術は、溶液流延法を用いて流体バスでの相ごとに堆積する工程を含むが、この方法では、押し出した材料が、バス中の化合物の働きで固化してしまい（塩化カルシウムバス中に押し出したアルギン酸塩のように）、３Ｄ印刷した組織が、中間固化ステップを踏むことなく培養液の「バス」内に、あるいは一次的に相変化する材料を用いた細胞外マトリックス内に、直接生じる。この方法では、補助的細胞外マトリックス材料を用いてあるいは用いることなく、生体組織細胞を任意の３Ｄ構造体に印刷することができる。一時的に相変化する支持体材料（例えば、活性降伏応力材料）は個体性を提供し、「硬化剤」を使用することなく作用して、印刷した構造体を支援する。さらに、発明者らは、一時的に相変化する材料を使用することにより、材料がバスへ出てゆく前に固化するためノズルが頻繁に詰まるといった、溶液流延法の課題を避けることができることを認識した。細胞成長媒体は、水性ミクロゲルの溶液として使用することができ、例えば、組織培養マトリックスを作る。代替例としては、界面張力を用いて良く規定された表面を維持して、細胞をオイルベースの降伏応力材料に印刷することができる。
【００２０】
３Ｄ印刷技術は、いろいろな方法に適用することができる。特に、発明者らは、３Ｄ培養システムを伴う細胞相互作用の複雑性の脱構築を支援する、３Ｄ支持体をコントロール可能でよく規定されたトポロジーと材料特性に対する多大な要求を認識した。発明者らは、また、一時的に相変化する材料への印刷によって、人工的な３Ｄインビトロ環境のエンジニアリングが可能となり、これによって、３Ｄ培地が提供できる特定の環境信号（例えば、基質の曲率）を分離することへの高まる関心を満足させることができる。
【００２１】
発明者らは、細胞あるいは通常２Ｄ及び３Ｄ印刷に使用されるインクなどの微粒子懸濁液を、微粒子降伏応力材料など、粒子状の一時的に相変化する材料に印刷することによって、印刷精度にロスがなく、印刷した構造体を支持体構造と混和させることができる。印刷した構造体は、押し出されるとすぐに周辺の降伏応力材料に簡単にトラップされるため、この精度にロスがない混和が可能である。混和性成分の場合、印刷した材料と支持体材料との間に表面張力がないため、ほとんどの３Ｄ印刷ストラタジーの基本的な制限を回避することができる。印刷特性が「ボールアップ」するような駆動力はない。したがって、水性材料を水性支持体に印刷することができ、オイルベースの材料をオイルベースの支持体に印刷することができる。さらに、不混和性の組み合わせも可能である。
【００２２】
発明者らは、一時的に相変化する材料が、３Ｄ基体又は規定のジオメトリの細胞封入マトリックスの製造を可能にすることを認識した。例えば、降伏応力材料は、応力がかかると粘度が低下して、応力が除去されるともとの固相状態に戻ることによって特徴づけられるずり減粘特性を示す。この遷移フロー特性は、簡単なせん断を介して材料の形を整えられるようにする。いくつかの実施例によれば、この応力は、シリンジ針などのインジェクタを介して提供でき、降伏応力材料の上（外側流体と呼ぶ）をせん断したり、不混和液（内側流体と呼ぶ）の注入を行う。応力は、外側流体の小さい領域をへこませて、針の動きがとまり、内側流体液滴をトラップできる。例えば、ドーナツ状あるいは三日月方の液滴など、複雑なトポロジーの液滴は、中心軸の回りに連続相を回転させながら、若干中央から外れて位置する注入針から内側液を押し出すことによって作ることができる。環状体の寸法は、（１）注入する液体の量を変化させる、（２）回転中心に対する針の位置を変えることによって制御することができる。針の水平方向の動きと組み合わせることによって、スパイラル状の液滴を作ることもできる。
【００２３】
いくつかの実施例によれば、２Ｄ曲面又は複数の曲面は、同時細胞播種によって作ることができる。外側媒体として油性の降伏圧力流体を、内側流体として細胞分散を提供して、細胞を含む球形又は非球形液滴を、単一ステップの手順で直接的に形成することができる。代替的に又は追加で、その後の細胞培地に適した調整可能な化学的及び機械的特性の２Ｄ曲面を製造することができる。この場合、内側流体は、通常のヒドロゲル又は合成細胞外マトリックス材料（ＥＣＭ）前駆体溶液を含むものであってもよい。前駆体溶液の固化又はゲル化は、紫外線（ＵＶ）又は感熱ゲル化手順によって誘発され、その後、その個体を降伏応力材料から分離して細胞基質として使用することができる。
【００２４】
いくつかの実施例によれば、球形又は環状ジオメトリの３Ｄ細胞封入マトリックスを作成することができる。細胞取り込み技術を、単純に、ヒドロゲル前駆体溶液と内側流体としての細胞分散の混合物を用いて、いくつかの実施例と共に使用することができる。物理的又は化学的状態の変化を介していったんポリマー化すると、選択した材料に乗じて、最終構造体を再度外側降伏応力材料から分離することができる。
【００２５】
発明者らは、用語「降伏応力」や「降伏応力材料」がこの分野で異なる方法で使用され特徴づけられていることを認識している。本明細書では理解を容易にするために、用語「降伏応力」と「降伏応力材料」を使用しているが、指定がない限り、ヘルシャル−バルクレィの式
2018500894.tif 000003
によって規定されるヘルシャル−バルクレィ降伏応力であると解するべきである。ここで、σｙは降伏応力であり、σはせん断応力であり、ｋは材料の粘度指数であり、
2018500894.tif 000004
はせん断率であり、ｐは正数であり、材料はこのような降伏応力を有している。
【００２６】
更に、発明者らは、「降伏応力」（すなわち、ヘルシャル−バルクレィ降伏応力）をこの分野の様々な方法で測定した。特に記載がない限り、サンプルの降伏応力は、プレート−プレートジオメトリを用いて、ヘルシャル−バルクレィの式と、以下の処理によってサンプルをせん断することによって決まる。せん断を行う前に、血流計ツール表面を粗固化させて、サンプル−ツール間の界面におけるスリップを防ぐあるいは軽減する。血流計を用いて、サンプルを、高いせん断率（例えば、１０００ｓ−１）から低いせん断率（たとえば、０．００１ｓ−１）にわたる様々なせん断率でせん断する。各せん断率について、サンプルを３０秒間せん断し、その後せん断応力データを、回収して平均化する。一連のせん断応力測定値が、各せん断率について順次回収される。次いで、これらのせん断率を用いて、ヘルシャル−バルクレィの式を介して、（１）その材料が降伏応力（すなわち、ヘルシャル−バルクレィ降伏応力）を有するかどうか、及び（２）その材料の降伏応力を決定する。当業者は、降伏応力を有する材料について、せん断応力対せん断率のプロットが、低せん断率水平領域を示し、そのデータポイントは非対称的にその材料の低せん断率での降伏応力に近づいていることを認識する。降伏応力は、これらの低い、ほぼゼロのせん断率でのせん断応力であるか、１０−３ｓ−１といった低いあるいはゼロに近いせん断率を用いて決定したゼロのひずみ速度での推定せん断応力値である。ここで使用しているように（特に記載がない限り）、「降伏応力材料」は、このプロセスを経て決定することができる降伏応力を有する材料である。当業者には、低いせん断率（例えば、ゼロに近いせん断率）の降伏応力材料（すなわち、ヘルシャル−バルクレィ降伏応力材料）について、せん断応力が独立したせん断率であり、代わりに、その材料の弾性成分にのみ依存するせん断応力のみを示すことは自明である。
【００２７】
このような挙動を説明するために、図２０は、濃度が異なり、様々な溶液に浸漬させたカルボマーポリマについてのこれらの曲線は、６つのせん断応力対せん断率曲線を示している。これらの曲線は、ヘルシャル−バルクレィ挙動（水平領域）を示しており、従って降伏応力を有する材料に相当する。図２０から明らかなように、水／ＮａＯＨ溶液中の０．０５％Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）は、ほぼ降伏圧力材料ではなく、ここでデータポイントは、単に、せん断率の低い水平領域を示しているに過ぎない。このことは、溶液中のいくらかのマイクロゲル（ヒドロゲルを含む）が、溶剤または濃度といったそのほかの要因に基づいて、降伏圧力を有する降伏圧力材料（すなわち、ヘルシャル−バルクレィ降伏圧力）ではないことを示している。
【００２８】
図２０に示すデータにおける試験結果として、様々な濃度のＣａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）は、水とＮａＯＨ（ｐＨ６）中で膨張し、細胞成長媒体（ｐＨ７．４）内で膨張した。使用した細胞成長媒体は、１０％のウシ胎仔血清と、１％のペニシリン−ストレプトマイシンを含むＭＥＢＭとした。図２０から明らかな通り、細胞成長媒体中のＣａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）の降伏圧力は、低濃度で低下する。これは、Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）粒子が高塩環境中でサイズが小さくなるためである。図２０に示す例は、濃度や溶液などの要因を変化させることによって、所定のアプリケーションについて所望の降伏応力を得るためのＣａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）とその他のヒドロゲル（例えば、その他のカルボマーポリマ）の調整能力を示している。
【００２９】
以下の記載から明らかなように降伏応力材料（すなわち、ヘルシャル−バルクレィ降伏圧力を有する材料）は、実施例において３Ｄプリンタで、印刷中の支持材料として望ましく使用することができる。特定の降伏応力材料についての以下の記載から明らかなように、発明者らは、３Ｄ印刷時の支持材料としての使用について、１Ｐａｓｃａｌ乃至１０００Ｐａｓｃａｌの範囲、より好ましくは、１乃至１００Ｐａｓｃａｌの範囲の降伏応力を有する降伏応力材料の望ましい状況を認識している。例えば、以下に述べる実施例では、１乃至１００Ｐａｓｃａｌの降伏応力を有するカルボマーポリマ（Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標など）が３Ｄ印刷に使用されている。いくつかの実施例では、ヘルシャル−バルクレィ降伏圧力のより低い物理的制限によって規定されている降伏応力で、１００Ｐａｓｃａｌ以下の降伏応力を有する降伏応力材料で稼働している。
【００３０】
その他、発明者らは、以下に述べる１乃至１００Ｐａｓｃａｌあるいは１０乃至１００Ｐａｓｃａｌの同じ範囲内の降伏応力を有する降伏応力材料の望ましい状況を認識している。発明者らは、降伏応力材料中の３Ｄ印刷中に、降伏応力材料のバス中印刷ノズルの動きが、材料中に望ましくない「割れ目」を作ることを認識している。望ましくない割れ目の自然発生的形成がない降伏応力材料のバスにおける印刷は、１００Ｐａｓｃａｌ以下の降伏応力を有する材料（以下に述べるＣａｒｂｏｐｏｌ（登録商標））などの低降伏応力の降伏応力材料を使用することによって防止することができる。ヒドロゲルである降伏応力材料については、降伏応力の上限がヒドロゲルの静水圧であり、これは、ρ、ｇ、ｈで規定される。ここで、ρは、降伏応力材料の密度であり、ｇは、重力による加速、ｈは表面下の印刷深度である。ヒドロゲル（Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）など）を含むペトリ皿内及び／又はウエルプレートで生体細胞が３Ｄ印刷されているいくつかの実施例では、細胞が最大１ｃｍの深さで印刷される。このような実施例では、降伏応力の上限（静水圧で決まる）が、約１００Ｐａｓｃａｌである。最大１００又は１０００Ｐａｓｃａｌの降伏応力を有する好ましいヒドロゲル材料（Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）材料を含む）について、以下に述べる。
【００３１】
当業者には、降伏応力を有する材料がチキソトロピー時間及びチキソトロピー指数といった所定のチキソトロピー特性を有するであろうことは自明である。
【００３２】
本明細書で使用しているように、チキソトロピー時間は、せん断源を取り除いた後のプラトーに対するせん断応力時間である。発明者らは、チキソトロピー時間は様々な方法で測定できることを認識した。本明細書で使用しているように、特に表示がない限り、チキソトロピー時間は、材料に数秒間、材料の降伏応力の１０倍に等しい応力をかけ、その降伏応力の０．１倍に応力を落とすことによって測定される。応力を落としたのちのプラトーへのせん断率の時間が、チキソトロピー時間である。
【００３３】
本明細書で使用しているように、チキソトロピー指数（降伏応力材料について）は、ひずみ速度２０ｓ−１での粘度に対するひずみ速度２ｓ−１での粘度の比として規定される。
【００３４】
所望の降伏応力を有する降伏応力材料も、所望のチキソトロピー指数やチキソトロピー時間といった所望のチキソトロピー特性を有する。例えば、所望の降伏応力材料（１００パスカルより小さい降伏応力を有するヒドロゲル材料を含み、Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）材料などのいくつかの好ましい材料が以下に詳細説明されている）は、２．５秒より短い、１．５秒より短い、１秒より短い、あるいは０．５秒より短く、０．２５秒より長い、あるいは０．１秒より長いチキソトロピー時間を有する。図２１は、降伏応力（ゼロせん断率応力推定値による）対Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）溶液などのヒドロゲル材料を含む、様々な材料のチキソトロピー時間をプロットした図である。いくつかの溶液と濃度が図２０に示されており、以下に詳細を述べる。Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）溶液は、１００Ｐａｓｃａｌより小さい（多くは、２５Ｐａｓｃａｌより小さい）降伏応力を示し、チキソトロピー時間も短い。降伏応力が１００Ｐａｓｃａｌより小さいＣａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）溶液のチキソトロピー時間は、２．５秒より短い、１．５秒より短い、１秒より短い、あるいは０．５秒より短く、０．２５秒より長い、あるいは０．１秒より長い。
【００３５】
同様に、図２２は、図２１に示すものと同じ溶液に関しての、チキソトロピー指数対チキソトロピー時間をプロットした図である。１００Ｐａｓｃａｌより小さい降伏応力を有するヒドロゲル降伏応力材料（Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）溶液のような、以下に詳細に説明する材料を含む）については、チキソトロピー指数は７より小さい、６．５より小さい、あるいは５より小さく、４より大きい、２より大きい、あるいは１より大きい。
【００３６】
以下に述べるＣａｒｂｐｏｌ（登録商標）溶液といったヒドロゲルのような所望の降伏応力材料は、したがって、２．５秒より短い、１．５秒より短い、１秒より短い、または０．５秒より短く、０．２５秒より長い、又は０．１秒より長いチキソトロピー時間、及び／又は、７より小さく、６．５より小さく、又は５より小さく、４より大きい、又は２より大きい、又は１より大きいチキソトロピー指数を有する。
【００３７】
降伏応力材料の降伏応力挙動により、降伏応力材料内に沈殿した（本明細書で述べた３Ｄ印刷技術を介するなどで）材料は、降伏応力材料あるいは沈殿させた材料を硬化させたり、あるいは相変化を逆転させる（例えば、加熱して架橋した後印刷することによる）処理を行うことなく、降伏応力材料内の適所に固定させ続けることができる。むしろ、降伏応力材料は、降伏応力材料内の対象物の印刷を含めて、降伏応力材料内部の材料の沈殿について無限の作業時間を可能にする。例えば、以下に詳細に説明する実験では、多数月間（すなわち、１分より長く、１時間より長く、１日より長く、１週間より長く、１カ月より長い）沈殿後に移動することなく、降伏応力材料又は沈殿させた材料を硬化させたり、架橋したりすることなく、あるいは処理を行うことなく、適所にとどまった。これによって、１分より長く、１時間より長く、１日より長く、１週間より長く、あるいは１カ月より長く、降伏応力支持材料内に材料を連続的に印刷／沈殿させることが可能であり、この場合、連続印刷は、支持体又は印刷した材料の化学的性質（例えば、処理又は硬化）に関連する理由での停止を含まないが、印刷機構に関連する理由による停止（例えば、印刷する材料の再装填、または印刷ヘッドの異所への移動）は含む。
【００３８】
システムの例示的実装
図１は、三次元構造体を作成する例示的装置１００を示す図である。装置１００は、容器１１０と、集中エネルギィ源１３０と、インジェクタ１５０を具える。容器１１０は、第１の材料１２０を保持することができる。集中エネルギィ源１３０は、第１の材料１２０の領域１４０に集中エネルギィを適用することで、領域１４０内で相変化を起こすることができる。インジェクタ１５０は、第１の材料１２０を第２の材料１６０で置換することができる。
【００３９】
いくつかの実施例によると、容器１１０は、タブ、ボウル、ボックス、あるいはその他の第１の材料に適した容器１２０である。容器１１０は、第１の材料を放出するように構成されている。例えば、容器１１０は、再度閉じることができる及び／又はヒンジ式の開口を具え、この開口は、第１の材料１６０の印刷が完了した時に開いて、第１の材料１２０を第２の材料１６０の周囲から取り除くことができる。代替的に又は追加で、第１の材料１２０を、有機溶剤を導入する及び／又は第１の材料の電解質濃度を上げること、などによって、全部あるいは部分的に洗い流してもよい。この電解質濃度は、一またはそれ以上の塩を第１の材料に導入することによって、あるいは、第１の材料内の一またはそれ以上の塩の濃度を上げることによって、上げることができる。使用することができる塩には、１価塩、低レベルの多価塩が含まれる。塩化ナトリウム、塩化カリウム、又は塩化カルシウムを使用することができ、又はアンモニアの塩でもよい。装置１００は、第１の材料を洗い流すための一またはそれ以上の塩及び／又は有機溶剤を沈殿させる、あるいは、第１の材料を洗い流すために第１の材料の電解質濃度を上げるための第２のインジェクタ（図１には示さず）を具えていてもよい。
【００４０】
第１の材料１２０は、チキソトロピー材料あるいは降伏応力材料、または一時的に相変化させるのに適した材料を具えている。いくつかの例では、チキソトロピー材料あるいは降伏応力材料は、ソフト粒状ゲルを具えている。ソフト粒状ゲルは、高分子を充填したマイクロ粒子でできている。高分子を充填したマイクロ粒子は、直径約５マイクロメートルである。
【００４１】
例えば、図５は、第２の材料１６０が粒状ゲル支持媒体内に注入されるときに空間内の複雑なパターンを吐き出すマイクロスケールチップを有するキャピラリを示す。流速Ｑと、全３方向におけるチップ速度は、図に示す構造の外周を決める。図に示す構造体自体は、固化する必要がなく、あるいは構造体自体に支持体を作る必要がないため、任意のアスペクト比の対象物を作成することができる。さらに、図５は、しっかりと充填したマイクロゲル粒子を横切るチップを示し（ｂ）、この粒子が支持媒体を流体化させて、急速に軟化させ、その伴流内に延伸シリンダを残す。図５は、また、降伏応力材料として例示的なソフト粒状ゲル媒体を示し（ｃ）、これは、低せん断歪で弾性的に変形し、中せん断歪で軟化し、高せん断歪で流体化する。
【００４２】
いくつかの実施例によれば、集中エネルギィには、第１の材料１２０に対するインジェクタ１５０の変位による運動エネルギィなどの機械的エネルギィが含まれる。この例では、集中エネルギィ源１３０がインジェクタ１５０を具える。いくつかの実施例によれば、インジェクタ１５０は、微小中空チップを具えており、これが、第１材料１２０（例えば、粒状ゲル）内の空間経路を注意深くトレースしながら、第２の材料１６０を注入する。チップの動きは、注入点（すなわち、領域１４０内）において第１の材料を局所的に生みだし、流体化する。機械的エネルギィの別の例には、超音波圧力波がある。代替的にあるいは追加で、集中エネルギィは高周波などの放射エネルギィを具えていてもよく、これは領域１４０に向けられる。
【００４３】
いくつかの実施例によれば、第１の材料と第２の材料は、互いに混和性である。代替的に、第１の材料と第２の材料は、互いに不混和性であってもよい。いくつかの実施例によれば、第２の材料は、細胞外マトリックス材料前駆体溶液を含んでいてもよい。代替的にあるいは追加で、第２の材料は、一またはそれ以上の細胞を含むものでもよい。
【００４４】
いくつかの実施例によれば、集中エネルギィ源１３０は、第１の材料１２０の領域１４０内で逆相変化を起こす。例えば逆相変化は、第２の材料の回りで第１の材料を修復して固化して、インジェクタの伴流中に第２の材料１６０をトラップして、永久的に埋め込むのに使用できる。代替的にあるいは追加で、逆相変化を用いて、第１の材料１２０内から第２の材料１６０を取り除くことができる。
【００４５】
図２に示すように、いくつかの実施例によれば、水性インナー液を非極性降伏応力材料の回転バス内に注入することによって非球形ジオメトリの液滴を作ることができる。図２は、三次元印刷用装置２００を示す図である。装置２００は、ハウジング又は容器２１０と、針２５０、シリンジ２７０、及びチューブ２８０を具える。ハウジング２１０は、第１の材料２２０を保持できる。針２５０は、第１の材料２２０を第２の材料２６０で置き換えることができる。チューブ２８０は、シリンジ２７０の出力を針２５０の入力に接続されている。シリンジ２７０はある量の第２材料を含み、チューブ２８０と針２５０を介して第１材料へ注入する。
【００４６】
いくつかの実施例によれば、装置２００は、第１の材料２２０と針２５０との間で相対的変位を生じさせるプラットフォーム（図示せず）を具えていてもよい。さらに、第１の材料２２０と針２５０との間のこの相対的変位は、図２に示すように第１の材料２２０と針２５０との間の相対的回転を具えていてもよい。この第１の材料２２０と針２５０との間の相対的回転は、図２に示すように、第１の材料２２０の軸を中心にした回転を具えていてもよい。いくつかの実施例によれば、プラットフォームは、第２の材料２６０のジェットの特性破壊時間より速い変位速度で、カートリッジ２１０と針２５０との間に相対的変位を生じさせる。
【００４７】
いくつかの実施例によれば、装置２００は、さらに、ポジショナー又はアクチュエータ２９０を具える。ポジショナー２９０は、針２５０と第１の材料２２０との間に相対的変位を引き起こす。例えば、ポジショナー２９０は、針２５０を三次元的に位置決めして、第２の材料２６０が第１の材料２２０内へ所望の位置に入るようにする。ポジショナー２９０は、プラットフォームとともに用いて、プラットフォームとポジショナー２９０が同時に変位を生じさせたときに、特定の形状を作る。例えば、プラットフォームは、第１の材料２２０と針２５０の間で相対的回転を生じさせる一方、ポジショナー２９０は、針２５０を上下、左右、前後、その他に変位させて、所望の形状を作る。代替的にあるいは追加で、針２５０の動きをポジショナー２９０の動きに同期させてもよい。
【００４８】
いくつかの実施例によれば、流体を注入する間、液体ジェットを外側流体の連続回転動作によって、液体共通フローのものと同様に、引き延ばすことができる。降伏圧力外側流体内部に封入湾曲ジェット（あるいはドーナツ状液滴）を形成する原理は、単純なニュートン液体（Ｅ．Ｐｒｉａｍ  ｅｔ  ａｌ．（２００９），Ｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ  ａｎｄ  ｓｔａｂｉｌｉｔｙ  ｏｆ  ｔｏｒｏｉｄａｌ  ｄｒｏｐｌｅｔｓ  ｉｎ  ａ  ｖｉｓｃｏｕｓ  ｌｉｑｕｉｄ，Ｐｈｙｓ．Ｒｅｖ．Ｌｅｔｔ．１０２，２３４５０１）中にこのような液滴を形成する原理と同じであり、液体ジェットの特性破壊時間より速いフル回転を行う。第１の材料２２０の一時的に相変化した部分又は領域は、静的条件下で効率よく固化し、非球形ジオメトリの更なる安定化が図られる。例えば、降伏応力材料は内側流体と不混和性であり、好ましくは生体適合性があり、調整可能な機械的特性と同様に光学的透明度を提供する。
【００４９】
いくつかの実施例によれば、第１の材料２２０と第２の材料２６０によって、装置２００は、充填剤や、印刷時に生じるクレバスを埋める流体といった、追加の材料を必要とすることなく機能する。さらに、第１の材料２２０は光架橋性材料でなくともよく、むしろ、第１の材料２２０は光架橋性であっても、非光架橋性であってもよい。
【００５０】
いくつかの実施例によれば、第２の材料２６０は、印刷用「インク」として使用する降伏応力材料でなくともよく、適宜の材料を第２の材料２６０として使用することができる。さらに、第１の材料２２０は、適宜の係数を有していてもよく、これは、「高」係数に限定されない。例えば、第１の材料２２０の係数は、１００乃至１０，０００Ｐａｓｃａｌのいずれでもよく、あるいは、この範囲外であってもよい。ゲルの降伏圧力は、所望の硬さに応じて可変であるが、一般的に１−１００Ｐａｓｃａｌ、あるいは、分散シリコーンエラストマ分散など、いくつかの降伏圧力材料については１０−１００Ｐａｓｃａｌである。
【００５１】
適宜の分散シリコーンエラストマは、Ｄｏｗ  Ｃｏｒｎｉｎｇ  Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ（Ｍｉｄｌａｎｄ，Ｍｉｃｈｉｇａｎ）社製の、商標名Ｄｏｗ  Ｃｏｒｎｉｎｇ（登録商標）９０４０シリコーンエラストマの標章のジメチコーン／ビニルジメチコーン架橋ポリマブレンド、ＤＣ−９０４１（ジメチコーンとジメチコーン架橋ポリマ）、ＥＬ−９１４０ＤＭ（ジメチコーンとジメチコーン架橋ポリマ）；Ｍｏｍｅｎｔｉｖｅ  Ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ  Ｍａｔｅｒｉａｌ  Ｉｎｃ．（Ｗａｔｅｒｆｏｒｄ，Ｎｅｗ  Ｙｏｒｋ）社製のＳＦＥ８３９、シクロペンタシロキサン（及び）ジメチコーン／ビニルジメチコーン架橋ポリマ；Ｍｏｍｅｎｔｉｖｅ  Ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ  Ｍａｔｅｒｉａｌ  Ｉｎｃ．社製の、商標名Ｓｉｌｏｓｏｆｔ＊Ｓｉｌｉｃｏｎｅ  Ｇｅｌの、シクロペンタシロキサン（及び）セテアリル  ジメチコーン／ビニルジメチコーン架橋ポリマ；Ｓｈｉｎ  Ｅｔｓｕ  Ｓｉｌｉｃｏｎｅｓ（Ａｋｒｏｎ，Ｏｈｉｏ）社製の、ＫＳＧ−１５（シクロペンタシロキサンとジメチコーン／ビニルジメチコーン架橋ポリマ）、ＫＳＧ−１６（ジメチコーンとジメチコーン／ビニルジメチコーン架橋ポリマ）、ＫＳＧ−１８（フェニルトリメチコーンとジメチコーン／フェニル  ビニル  ジメチコーン架橋ポリマ）、及びＫＳＧ−４１（鉱物油とビニルジメチコーン／ラウリル  ジメチコーン架橋ポリマ）とを含む。
【００５２】
分散エラストマは、透明で、安定したビスコースゲル、あるいは、通常チキソトロピー個体と記載されるペースト状材料を提供する。このゲルの降伏圧力は、図３に、低粘度シリコーンオイルを伴うＤＣ−９０４１を用いて例示的に示すように、分散濃度を変化させることによって調整することができる。あらかじめ作成した分散中の通常の溶液は、低分子量シリコーンである。その他のタイプの有機溶剤も、シリコーンエラストマを膨張させることができ、従って、混合用材を使用することができる。
【００５３】
３Ｄ構造体の解像度、すなわち、最小寸法は、分散シリコーンの降伏応力、並びに、内側及び外側溶液間の界面張力によって決まる。外側流体降伏応力τｙと界面張力γを持つ流体対について、最小（パターン）特徴サイズとこれらの流体特性の関係を以下に述べる。降伏応力材料内の液状ジェットは、ニュートン液のものと同様の表面張力で生じる応力を認める。ここで、界面領域を最小化することが好ましく、最終的には、ジェットを球形液滴へ分解する。図４に示すように、外側流体の降伏応力が表面応力より大きいと（τｙ＞γ／ａ、ａは、液状ジェットの半径）、ジェットのジオメトリが安定し、分解が生じない。したがって、τｙを増やす、及び／又は、γを減らす、のいずれかによって解像度の改善が達成される。隣り合うチューブ間の最小距離（環状体の場合は、内側サークル直径）と、チューブの最も薄い寸法（チューブ径）は、通常、百ミクロンのオーダーである。図６には、製造することができる様々なジオメトリの例がいくつか示されている。
【００５４】
いくつかの実施例によれば、シリコーンエラストマと相溶性溶剤とのブレンドを、細胞調和マトリックスとして使用することができる。降伏応力が変化するシリコーンブレンドを用いて、ジオメトリが制御され、細胞培養用の界面曲率を有するマトリックスを形成することができる。細胞分散体の液滴は、シリコーンエラストマ内に含まれており、キャリア流体（培養媒体）内で細胞が自由に分散し、最終的に、液状シリコーン界面に沈殿する。境界面においては、細胞が界面曲率が変化する領域を探って、それに反応する。更なる成分をキャリア流体に加えて、シリコーン表面を、例えば、細胞外マトリックスタンパク質（コラーゲンまたはその他の接着タンパク質）、抗体あるいは薬物といった、生物活性状態にすることができる。
【００５５】
いくつかの実施例によれば、３Ｄ細胞封入マトリクス又は骨格も、ヒドロゲルを含む。このようなヒドロゲルは、生体適合性ポリマである。ヒドロゲルは、溶液（細胞成長媒体を含む溶液）中で様々な濃度に分散される。一例の濃度は、２重量％より小さい。別の濃度例は、約０．５乃至１重量％のヒドロゲル粒子であり、別の濃度は、約０．２乃至０．７質量％である。当業者には、その他の濃度を使用できることは自明である。さらに、当業者には、本明細書に述べられているように、溶液中に配置されると、ヒドロゲル粒子は溶剤で膨張し、粒状ゲル材料となる。このような粒状ゲルは、ミクロン又はサブミクロンスケールのサイズの膨張ヒドロゲル粒子を含んでいてもよい。例えば、いくつかの実施例によれば、膨張したヒドロゲル粒子は、約０．１μｍ乃至１００μｍの「サイズであり、上述した５μｍを含む。
【００５６】
いくつかの実施例で作用するヒドロゲルの例は、Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）などのカルボマーポリマである。カルボマーポリマは、ポリ電解質であり、変形可能なミクロゲル粒子を含む。
【００５７】
カルボナーポリマは、微粒子状であり、分子量が最大３０−４０億ダルトンのアクリル酸の高分子量架橋ポリマである。カルボナーポリマは、またアクリル酸と、その他の水性モノマと、ポリエチレングリコールなどのポリマのコポリマである。
【００５８】
アクリル酸は最も一般的なポリアクリル酸を形成する主モノマであるが、その用語は限定されておらず、米国特許第５，３４９，０３０号に記載されてるように、一般的にカルボキシル基を持つペンダント基、あるいはジカルボン酸の無水物を有するすべてのα−β不飽和モノマと、加工助剤を含む。その他のポリマーを含む有用なカルボキシルは、不飽和カルボン酸のポリマと、アルキル基が１０乃至３０炭素原子を含む少なくとも一のアクリル酸アルキル又はメタアクリル酸エステルのポリマに関する米国特許第３，９４０，３５１号と、米国特許第５，０３４，４８６号、第５，０３４，４８７号、及び第５，０３４，４８８号に記載されている。これらの特許は、ビニルエーテルを含むマレイン酸無水物コポリマに関する。このようなコポリマのその他のタイプは、米国特許第４，０６２，８１７号に記載されており、ここでは米国特許第３，９４０，３５１号に記載のポリマがさらに、アクリル酸アルキル又はメタアクリル酸エステルと、１ないし８炭素原子を含むアルキル基を含む。米国特許第２，３４０，１１０号、２，３４０，１１１号、２，５３３，６３５号に開示されているように、アクリル酸やメタアクリル酸といった、カルボキシル基を含むポリマやコポリマも、ジビニルベンゼン、不飽和ジエステル、その他などの多官能性物質と架橋できる。ポリアクリル酸に使用した場合に降伏応力材料を形成するカルボキシル基を含むポリマとコポリマについての記載に関するこれらのすべての米国特許の開示は、別段の記載がない限り引用によりここに組み込まれている。特別なタイプの架橋ポリアクリル酸には、Ｕ．Ｓ．Ｐｈａｒｍｏｃｏｐｉａ  ２３  ＮＲ  １８に記載のカルボマーホモポリマ、カルボマーコポリマ、カルボマー共重合体モノグラフと、ＰＣＰＣ  Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  Ｃｏｓｍｅｔｉｃ  Ｉｎｇｒｅｄｉｅｎｔ  Ｄｉｃｔｉｏｎａｒｙ  ＆  Ｈａｎｄｂｏｏｋ，１２ｔｈ  Ｅｄｉｔｉｏｎ（２００８）に記載のカルボマーとＣ１０−３０アルキルアクリレート架橋ポリマ、アクリレート架橋ポリマが含まれる。
【００５９】
カルボマーポリマ分散は、約ｐＨ３の酸性である。ｐＨ６−１０に中和されると、粒子が劇的に膨張する。膨張したカルボマーに塩を加えると、粒子サイズが小さくなり、その流動特性に大きく影響する。膨張したカルボマーは、水とエタノールのような溶液にほぼあった屈折率であり、光学的にクリアになる。元の合成粉状カルボマーは、Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）として商標登録されており、ＢＦ  Ｇｏｏｄｒｉｃｈ社により１９５８年に商品化されている（Ｌｕｂｒｉｚｏｌとして知られている）が、カルボマーは様々な異なる剤形で商業的に入手可能である。
【００６０】
その他の例示的材料には、アルギン酸塩やアガロースなどのポリサッカライドゲル、フィブリノゲン、コラーゲン、Ｍａｔｒｉｇｅｌ（登録商標）、ポリ（アクリルアミド）、ポリ（エチレングリコール）ジアクリレート、ポリ（アクリル酸）などの合成ポリマヒドロゲル、及びその他の適宜の材料がある。これらのマトリックスの三次元形状は、外側流体と、内側流体として細胞入り又は細胞なしのあらかじめゲル化した溶液として、一時的な相変化材料を使用して形成できる。あらかじめゲル化した材料は、化学的又は物理的（熱、ＵＶ照射）処理を用いて架橋できる。ゲル化後は、支持材料（ここでは、犠牲材料として使用されている）を塩及び／又は有機溶剤で希釈化することによって洗い流し、最終的に水性媒質に漬ける。
【００６１】
ヒドロゲルは、パックしたマイクロゲル（微細なゲル粒子、直径〜５μｍ、架橋ポリマからできている）を含むものでもよい（図１３）。Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）の降伏応力は、水分量によって制御される。Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）の降伏応力は、およそ１−１０００Ｐａの間で可変である［４１］。したがって、両材料を調整して、細胞が通常生み出す応力レベルに及ぶようにすることができる。上述した通り、材料が１−１０００Ｐａの範囲の降伏応力を有するが、いくつかの実施例では、１−１００Ｐａあるいは１０−１００Ｐａの範囲の降伏応力を有する降伏応力材料を使用することが有利である。さらに、このような材料のいくつかは、２．５秒より短い、１．５秒より短い、１秒より短い、あるいは０．５秒より短く、０．２５秒より長い、あるいは０．１秒より長いチキソトロピー時間、及び／又は、７より小さい、６．５より小さい、あるいは５より小さく、４より大きい、あるいは２より大きい、あるいは１より大きいチキソトロピー指数を有している。
【００６２】
いくつかの実施例によれば、細胞はマトリックス形成中にあるいは形成後に導入でき、図７に示すように、３つのタイプの異なる細胞アッセンブリを産生する。いくつかの実施例によれば、迅速かつ簡単な、界面活性剤フリーのカプセルかが提供されている。上述したように、発明者らは、生成することができる構造体の変化したトポロジーを認識した。これは、正のガウス曲線（球形の）の領域と、ゼロガウス曲線（２Ｄ平面）の領域と、負のガウス曲線（サドルのような）領域を表す、ドーナツ状表面を含む。代替的にあるいは追加で、細胞の基体曲率の機械受容性を決めることができる。この決定には、選択されたマトリックス材料でできた、制御されたジオメトリを持つ骨格の形成と、これらの基体上へ異なる曲率での細胞の播種と、様々な基盤に接触して成長する細胞によって生じる応答の評価が含まれる。
【００６３】
以上より、いくつかの実施例が、図１２Ａに示すように、三次元印刷方法に関するものであることは明らかである。この方法は、ステップ１２１０で開始し、ここで第１の材料でできた領域に、集中エネルギィ源を用いて集中エネルギィを当てることによって、相変化が生じる。この材料は、エネルギィ導入時に、より少ない流体からより多い流体に変化する材料であってもよい。この方法は、次いで、ステップ１２２０に進み、第１の材料を第２の材料に置換される。
【００６４】
さらに、以上の記載から、その他の実施例が図１２Ｂに示すように、三次元印刷法に関するものであることは明らかである。この方法は、ステップ１２１０で開始して、集中エネルギィ源を使用して、第１の材料のある領域に集中エネルギィをあてることによって、その領域に相変化を生じさせる。次いで、この方法はステップ１２２０に進み、第１の材料を第２の材料に置換される。次いで、この方法はステップ１２３０に進み、第１の材料とインジェクタの間での相対的な変異と、領域の置換が起こる。次いで、この方法はステップ１２４０に進み、この領域で逆の相変化が生じる。
【００６５】
実施例の例示的使用
図８は、（ａ）イースト細胞と、いくつかの実施例によるドーナツ状液滴内で培養された（ｂ）ＭＤＣＫ上皮細胞の例を示す。ここで、上皮細胞は負のガウス曲線の領域の方向へ移動することができ、非運動性のイースト細胞は、分裂して、母集団が最初に降下した位置から成長することができる。
【００６６】
図９は、水−水及び油−油ベースの３Ｄ印刷による例示的な表面張力最小化を示す。（ａ）径が１００マイクロメートルの先端を有するガラス製マイクロピペットを用いて、３Ｄ構造体を描いた。この先端には、蛍光マイクロ球体懸濁液が充填されており、ＵＶ照射の下撮像される。（ｂ）ｂ−ＤＮＡのような３Ｄ構造体が、水性粒状ゲル媒体中の蛍光マイクロ球体の水性懸濁液から印刷される。この写真は、ＵＶ照射によって撮影される。（ｃ）ＤＮＡのような構造体の高倍率画像は、二つの開始ヘリックスの各バックボーンを連結する毛髪のように細い「ベース対」を示す。ＤＮＡ構造体の平面図と斜側面図が、３Ｄ書き込みの忠実性と、特徴間の非常に狭い分離を示している。ここに示すすべてのＤＮＡ構造体は、マイクロ球体の架橋した空間構造である。ここに示す非架橋構造は、描写後数カ月、不安定性の兆しがないことを示す。（ｆ）３Ｄアレイ内に配置した縦型キラルロッドが、その形状と方向を、重力の影響の兆候を示すことなく保持する。（ｇ）この細いロッドは、光架橋可能なポリマからできており、ゲル化後は、粒状ゲル媒体から除去され、ペトリ皿に置かれる。非常にフレキシブルなロッドは、互いの周りで曲がり、局所的に配向性順序を示す。（ｈ）ＰＤＭＳ−ＰＤＭＳシステムによって、約２００μメータ形状のオイル−ベースのメッシュができ、これは架橋することなく安定である。（ｉ）ＰＤＭＳメッシュ（トップ）とＰＶＡメッシュ（ボトム）の共焦点顕微鏡Ｚ−スタックからの最大強度プロジェクションは、非架橋ポリマ構造体が粒状ゲル媒体によって安定化できることを示す。強度の対数は、薄く、ぼやけた経時を可視化する着色ＬＵＴｓを用いて（ｃ、ｄ、ｅ）に示されている。
【００６７】
図１０は、複雑で、柔軟かつロバストな構造体の例示的３Ｄ図面を示す図である。薄いシェルモデルのたこが、複雑で、安定した表面曲線を持つ複数の連結下筒状ヒドロゲルパーツからできている。この明視野の写真は、重合の前に取られたものである。（ｂ）重合後のたこのモデルの蛍光画像は、粒状ゲル媒体にトラップされており、重合プロセスから構造的な変化は示していない。（ｃ）重合したタコのモデルは、粒状ゲル媒体から取り外した後も一体性を保持しており、水中を自在に浮いているのが見られる。（ｄ）クラゲのモデルは、閉じたシェル本体に取り付けたフレキシブルで高アスペクト比の触手を組み入れている。（ｅ）水中で撮影された自在に浮いているクラゲモデルは、ロバスト性とフレキシビリティを示している。（ｆ，ｇ）精子モデルは、材料を封入する能力を示している。印刷は中断され、蛍光粒子が手動で注入され、プログラムされた印刷が完了した。（ａ，ｃ，ｅ，ｆ，ｇ）の写真は、白光照明の下で撮影された。（ｂ，ｃ）の写真は、ＵＶ照明の下で撮影され、着色ＬＵＴｓを用いて、弱い特性を強化している。（ａ，ｅ）の印刷材料は、光架橋可能なＰＶＡと、蛍光マイクロスフェアとの混合物である。
【００６８】
図１１は、アスペクト比が可変である例示的な階層３Ｄ血管ネットワークを示す。（ａ）中空血管の連続ネットワークができており、ここで大きな血管が３つの小血管に枝分かれしており、この小血管がより小さい血管へと枝分かれして、約三段階のサイズと多段階のアスペクト比に及ぶ構造の単一血管ネットワークを作っている。光架橋可能なＰＶＡと蛍光マイクロスフェアの混合物を使ってこの構造体を欠いている。（ｂ）（ａ）と同じネットワークを上から示した図である。（ｃ）単一ジャンクションの回りで先端を切り取った血管の高解像度写真が、これらの構造が中空であり、極めて壁が薄いことを示している。印刷した材料のシングルトレースを見ることができ、これは直径約１００マイクロメートルである。（ｄ）（ｃ）と同じジャンクションが、上の３本の血管がない側から示されており、単一の安定した構造体に凹曲面と凸曲面を作成できることを示している。（ｅ）３Ｄ血管ネットワークは、交差結合されており、粒状ゲル媒体から取り外されて、水中に自在に浮遊しているところを写真に撮った。（ｆ）この血管ネットワーク全体も、ヒト大動脈内皮細胞（ＨＡＥＣｓ）から作られており、細胞成長媒体と共に広がった粒状ゲル媒体内に書き込まれている。しかしながら、結果としての構造体の誘電率は、粒状ゲル媒体と非常に近く、その構成は非常に細かく、結果としての構造体は、写真では見ることができない。しかしながら、蛍光ラベルを付けた細胞を用いて、構造体の一部を共焦点蛍光顕微鏡で測定することができる。（ｄ）のベースを形成する傾いた筒状構造体を見ることができ、これは蛍光ラベル化したＨＡＥＣｓでできている。画像は、傾斜した方向に沿った最大強度の投影であり、挿入部分は、筒状構造体の上側に対応するＸＹスライスである。発明者らは、印刷した構造体の細胞を数週間にわたってモニタしたが、毒性の兆候は見られなかった。
【００６９】
いくつかの実施例を用いて行った例示的実験考察
要旨
新種の生体材料は、組織細胞ダイナミクス、すなわち、降伏応力材料における構造化３Ｄ細胞アッセンブリの研究を可能にする。本明細書に記載した３Ｄ細胞アッセンブリの独自の特徴の一つは、埋め込まれた基体である、降伏応力材料である。降伏応力と、界面張力と、細胞骨格張力間の相互作用が、従来の個体と流体のものに類似した新しい不安定さを作る。降伏応力材料は、（１）その特性によって細胞アッセンブリ設計にこれまでにはない多様性をもたらし、（２）この材料は均質で透明であり、高品質の撮像と扱いやすいモデル化を可能とし、（３）降伏応力材料の細胞アッセンブリとの使用は、新種の生物材料の創造に相当するため、これらの研究に適用することができる。
【００７０】
単純な構造体の機械的不安定性を利用して、細胞集団の力を分類及び測定することができる。不安定性特性は、潜在的な力を顕在化し、不安定性を研究することは、支配的な力の相互作用を研究することである。例えば、流体ジェットの半径方向の振動は、レーリー−プラトー不安定性のホールマークであり、この変動を測定して表面張力と、粘性応力、及び完成の相互作用を探ることができる。支持体材料に埋め込まれた細胞アッセンブリについて、発生する支配的力は知られていない。降伏応力材料の中で、単純な細胞構造が作られ、不安定な挙動と、従来の不安定性の特性を調査できる。本明細書に記載した方法でアクセス可能構造体の幅を試験することができる。応力は、降伏応力材料中の蛍光マーカを分散させることによって光学的に測定できる。構造安定性の閾値は、埋め込み材料の降伏応力を調整することで決めることができる。
【００７１】
複雑な多細胞性構造体の対称性とトポロジーは、細胞集団のダイナミクスにある役割を果たす。トロイド構造における細胞の観察は、トポロジーを耐荷重性に使用できるとの発見をもたらした。発明者らは、シングルループ構造（トポロジカル種数＝１）と、大アレイループ（種数＞１）における細胞集団のダイナミクスを調査した。ループの安定性は、材料の降伏応力と、細胞骨格張力に依存しており、様々な方法で操作できる。ループアレイの対称性は、集団運動を制御できる。渦巻運動が各ループの周りに生じると、むしろ一時的にループからループへの相互作用が生じる。発明者らは、正方形の渦糸格子における反強磁性相を期待しており、六角形の渦糸格子にスピングラス相が生じることがある。安定性と相関は、１Ｄ、２Ｄ、及び３Ｄ格子間で比較される。
【００７２】
要約すると、降伏応力材料は、制御された複雑な３Ｄ細胞構造の作成に利用されてきたことがなかった。この新規な生物材料を用いた最初の活動は、自身の励起特性について研究されている複合材料を伴う自己歩進型生体細胞の組み合わせから生じる新種の機械的不安定性をカバーするものではない。本発明の独自の組み合わせによって、細胞集団の挙動における対称性とトポロジーの役割についての基本的な問題を最初に研究することができる、大きな多細胞格子を作ることが可能になる。
【００７３】
アプローチ
細胞生体材料研究における現在の枠組みは、個体骨格を作成し、その生体適合性をインビトロで、あるいはインビボで示すことである。現存の骨格システムの特徴は、細胞ダイナミクスの多用途実験を妨げており、生体細胞との骨格相互作用の調査を制限している。これらの骨格システムに共通する特徴は、個体であることである。個体骨格における任意設計の良く制御された３Ｄ細胞アッセンブリの作成は不可能である。一つの疑問は、骨格を傷つけることなく個体骨格の内部に３Ｄ細胞マニフォールドをどのように作ることができるかである。降伏応力細胞生物材料の使用は、（１）３Ｄ細胞ダイナミクスの基礎的な研究を行うための上質のプラットフォームを作ることができる；（２）以前には研究されたことのなかった新種の生物材料を作ることができる；及び（３）入手可能な支持材料によって制限される、以前は研究が妨げられていた細胞集団ダイナミクスの基本的側面を調査することができる；との理由で、有意である。これらの活動は、細胞生物材料において確立されている枠組みを破る新しい概念に基づくものである。
【００７４】
降伏応力材料は、（１）細胞凝集サイズ及び形状の制御；（２）細胞によって生じる力の測定；及び（３）光学撮像；といった細胞性生体材料研究の条件に合致している。降伏応力材料（ＹＳＭｓ）は、かけられた応力が降伏応力、σｙより低い場合は、固体である。応力σｙを超えると、ＹＳＭｓは流体化する。かけられた応力がσｙより下がると、流体化したＹＳＭは再び固化する。これらの特性によって、ＹＳＭｓへ細胞又は細胞／ＥＣＭを押し出すことによって、無数の多細胞構造の生成が可能となる。細胞が押出されると、ノズルがＹＳＭを流体化して、構造体が完成すると、押出ノズルをＹＳＭから取り出して、均質な支持体材料を残すことができる。
【００７５】
使用できるＹＳＭｓの一つはＣａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）であり、これは広く研究されている［４１，４２］商業的に入手可能な材料である。Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）は、いったん降伏すると、歪率が上がっても薄くせん断することがなく、「理想的」なものになるため、ＹＳＭｓの研究において評判が良い［４］。Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）サンプルについてのＭＲＩ速度測定は、局所的な歪が降伏閾値にわたるバルク歪と同じであることを示しており、これは、Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）の均質性を示すものであり、３Ｄ力顕微鏡法の開発可能性を上げるため、特筆すべきである。
【００７６】
研究
発明者らは、Ｃａｒｂｏｐｏｌ  ＥＴＤ２０２０とＤｏｗ−Ｃｏｒｎｉｎｇ  ９０４１シリコーンエラストマブレンドの二つの材料を用いて研究を行った。Ｃａｒｂｏｐｏｌは水性であり、ＤＣ−９０４１はシリコーンオイルベースである。両方とも、充填したミクロゲルでできており、ミクロゲル粒子は、直径〜５μｍ、架橋ポリマでできている（図１３）。ＤＣ−９０４１の降伏応力は、ＰＤＭＳオイルを加えるあるいは除去することによって制御され、Ｃａｒｂｏｐｏｌの降伏応力は、含水量で制御される。Ｃａｒｂｏｐｏｌの降伏応力は、およそ１−１０００Ｐａの間で変化する［４１］。発明者らのＤＣ−９０４１の試験で、同じ範囲であることが分かった。したがって、両材料を調整して、通常細胞が生成する応力レベルとすることができる。
【００７７】
計器構成
３Ｄ押出システムは、マーキュリィＤＣモーターコントローラ（Ｃ−８６３、Ｐｈｙｓｉｋ  Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｅ社）で駆動される３つのリニア移動ステージから構成されたＸＹＺステージ（Ｍ−４０３、Ｐｈｙｓｉｋ  Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｅ社）を具える。この押出システムは、ステージが移動するときに静的に保持されて撮像を可能とするコンピュータで制御するシリンジポンプ（Ｎｅｘｔ  Ａｄｖａｎｃｅ社）であり、降伏応力支持材料を３Ｄに変換する（図１４）。押出ノズルは、ホームメイドのガラスピペットであり、Ｋｏｐｆ−７５０マイクロピペットプーラで引っ張られて、Ｎａｒｉｓｈｉｇｅマイクロ鍛造器で形成される。発明者らは、ノズル径と形状の制御を行い、ノズルの湿潤性は、親水性３−アミノプロピル−トリエトキシシランか、あるいは疎水性オクタデシルトリエトキシシロキサンで変化する。
【００７８】
実験例：Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）の試験：水性−水性構造体
細胞は水性媒体中で生存し、Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）は水性である。本明細書に述べる３Ｄ押出機器を用いて、発明者らは、水に浮遊する青色素粒子（ｄ〜１μｍ）をＣａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）に注入して、断面サブミリメートルの連続矩形構造体を作成した。この構造体は、数日間にわたる長期の不安定性は示さなかった。構造体の緩和性を調べるために、発明者らは、蛍光スフエア（ｄ＝５μｍ）をＣａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）に高流速で手動で注入し、コマ撮りでこの構造体の一部を撮像した。高圧と流速がＣａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）相を壊して、ミクロスケールのチャネルを作るように見えたが、注入した領域は若干緩和して、安定していた（図１５）。図１５は、外形が矩形の粒子が、平均断面＜５００μｍ（Ｂ）で押し出された（Ａ）。直径〜２００ｍｍの安定したリニア構造体が作成された（Ｃ）。蛍光スフエアの手動での注入で、簡単に緩和して、次いで安定する（Ｅ）「水圧破壊」構造（Ｄ）ができた。同様の細胞構造体は、細胞の発生による力の影響と関係なく、安定した状態を続ける。Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）中で何日も細胞が成長する間に、ポリマー粒子は細胞成長媒体中で膨張する。発明者らは、発明者らが何日間も人大動脈上皮細胞を細胞死の兆候なく成長させた、Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）−細胞成長媒体を作成した。
【００７９】
実験例：ＤＣ−９０４１の試験：水性−オイル構造体
細胞相とＤＣ−９０４１の非混和性は、２面間張力、γという大きな力を導入する。押出率、押出機速度、流体化したＤＣ−９０４１の粘度、固体ＤＣ−９０４１の降伏応力、及びγのすべてが、押出構造の形状と安定性を決定する。降伏応力σｙが低すぎると、ラインを形成することができず、γとσｙのバランスによって、大きな液滴は不規則な形状を保持し、小さな液滴は球形になる。σｙが大きく、押出率と押出機速度が高いと、細い線を形成できる（ｄ＜３００μｍ）。細線の交差部分は安定しており、微細な特徴を、安定した特徴サイズと同様に小さい分離距離で押し出すことができる。細胞成長媒体を用いた試験は、染料又は粒子の水性懸濁液を用いるより良好に行える（図１６）。図１６は、（Ａ）小さいリニア特性が降伏応力が低いＤＣ−９０４１では不安定であり；表面張力が液滴を球形にすることを示している。（Ｂ、Ｃ）中くらいの降伏応力では、より小さい液滴が生じ、中間サイズの液滴は細長いままである。（Ｄ）降伏応力が高いと、直径〜２５０μｍで完全な交差線が生じる。（Ｅ）降伏応力が高いと、コーナにおいて＜１００μｍの分離距離を持つ二つの直角を安定して描くことができる。スケールバーは３ｍｍである。
【００８０】
実験例：ＤＣ−９０４１における細胞試験
ＭＤＣＫエピタキシャル細胞を含むドーナツ構造体を低密度のＤＣ−９０４１に押し出した。ドーナツ構造体の底に沈んだ細胞は、細胞−細胞凝集を通る連続帯を形成して、内側に凝縮し、内側面をつぶした。細胞は、細胞の培養に最適化した表面の細胞と同様の、広がった凝縮状携帯を持つように見えた。時間がたつと、ドーナツ形状の内径は小さくなった。この半径の減少は、細胞骨格の縮小に発する集合細胞張力によって生じる。ドーナツ型の非対称的崩壊が、細胞結合を細いチューブ状につぶす。このタイプの欠陥は、細胞骨格張力によって生じる。コマ送り動画でデジタル画像相関（ＰＩＶ）を実行することで、赤道付近の有意な集団運動が明らかになり、正味の渦巻運動がこの円形ジオメトリで浮上することを示している（図１７）。図１７は、（Ａ）疎細胞が、ドーナツ状液滴の底面に沈むことを示している。（Ｂ）マトリックスがない場合、細胞が結合して、バンドを形成し、内側表面あたりで収縮する。（Ｃ）低い降伏応力材料内に作られたドーナツ形状は、非対称的に崩壊し、細胞群を断面〜３０μｍにつぶす。（Ｅ）パネルＢ及びＣからの安定したドーナツ形状では、時間が経過すると内側表面に細胞が凝縮する。（Ｆ）パネルＢ、Ｃ、及びＥの細胞のＰＩＶは、正味の渦巻を示す。
【００８１】
例示的適用
可能な構造体の範囲
複雑な構造体の効率の良い研究を容易にするために、広い範囲にわたる、直線及び曲線状チューブなどの単構造体を作成した。チューブ径と押出率との関係を実験によって決め、「レシピブック」データを作成して、複雑な構造体の後の研究をガイドした。降伏応力材料の多用途性を利用するために、広い範囲の降伏応力にわたって材料の構造的安定性の極限を見つけることができた。降伏応力は、Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）水で、ＤＣ−９０４１についてはオイルで希釈することによって変化する。降伏応力の調整は、以下に述べる細胞力の定性的研究には極めて重大である。応力伝達は、サイズと押出ノズルの速度に敏感であり、可能な構造体の範囲を最大にするよう変えることができる。
【００８２】
動作を直接観察するための蛍光マーカ
不安定な構造体が崩壊して、安定した構造体が応力を生成しあるいは緩和すると、周辺の降伏応力材料が変位する。降伏応力材料全体にマーカを分散して、局所的な変位を測定することができる。Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）では、蛍光ビーズをミクロゲル粒子に混合し、大きなビーズ（〜１μｍ）がミクロゲルにかかる。代替的に、小さいビーズが必要であれば、あるいはビーズの拡散が生じる場合は、ミクロゲルを強塩酸（ＮａＯＨ）中で膨張させ、蛍光ナノ粒子（〜１０ｎｍ）をポリマーメッシュ中に拡散させ、システムを中性ｐＨに戻して、ゲルを収縮させてナノ粒子をトラップする。同様の方法でＤＣ−９０４１流体で行うことができる。発明者らは、水性蛍光スフエアをＰＤＭＳ中に分散させて、段階的な溶剤を用いて水からエタノールへ、メタノールへ変化させた。メタノール中に懸濁させたビーズは、高圧プローブ超音波破砕機を用いた超音波破砕によって、ビスコースのＰＤＭＳ流体に非常によく分散される。ＤＣ−９０４１ミクロゲルを膨張させて、ポリマメッシュ内で粒子をトラップする必要がある場合、ヘキサンを膨張剤として使用し、ヘキサン中で安定しているため、ＰＭＭＡナノ粒子を使用することができる。共焦点顕微鏡を用いて蛍光粒子の３Ｄトラッキングを行って、変位を測定することができる。十分なデータで、歪場をコンピュータで計算できる。バルク流動を伴う本明細書で述べた降伏応力材料の材料特性を研究して、降伏応力材料の既知のバルク流動特性を用いて応力をコンピュータで計算できる（図１８Ａ−Ｃ）。図１８Ａ−Ｃは、（Ａ，Ｂ）光学的力を測定する方法を開発するために、蛍光マーカをＹＳＭｓに埋め込むことが示されている。（Ｃ）細胞構造が動くと、周辺のＹＳＭがひずむ。ＹＳＭの材料特性が詳細にわかっているのであれば、歪はよく規定されている場合は、応力に変換できる。
【００８３】
単純な構造体における細胞／支持体界面
発明者らのデータは、Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）とＤＣ−９０４１の培養した細胞との適合性を示している。押出中のＣａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）の驚くべき「水圧破砕」挙動は、細胞とコラーゲン前駆体の混合物を使用した場合、コラーゲンマトリックスがＣａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）表面近傍の開チャネルと互いにかみ合って、もつれが生じることを示している（図１８Ｄ）。図１８Ｄは、Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）中に形成された細胞／ＥＣＭ構造体が界面でどのようにもつれるのかを示す。これに対して、細胞成長混合物とＤＣ−９０４１流体との間の非混和性は、界面張力によって、なめらかな表面を形成する。コラーゲン前駆体は、この界面に付いて、バルクマトリックスへのつながりを形成し、平面上での細胞接着用に、コラーゲンのＰＤＭＳに対する非特定的接着をルーティンで使用できる（図１８Ｅ）。図１８Ｅは、ＤＣ−９０４１内で形成された細胞／ＥＣＭ構造体がどのようにして界面を滑らかにするのかを示している。両方のケースにおいて、合計の接着エネルギィが表面積に対応しており、さらに、合計のエネルギィ細胞は、体積、及びおそらくは細胞密度に対応する収縮応力を生み出す。したがって、細胞マトリックスアッセンブリの接着と脱着は、球形や筒状体などの単純な構造体では、体積と細胞密度の関数として調べることができる。細胞の収縮も、ブレビスタチンやトロンビンといった薬剤を用いて操作することができる。長時間にわたって低速度測定を行うことによって、細胞密度の効果を調べることができる。細胞密度は、増殖によって時間の経過とともに着実に増える。コラーゲンネットワークは、共焦点反射率を用いて、あるいは、ローダミンを伴う蛍光ラベルコラーゲンによって、ＥＤＣ−ＮＨＳ化学的構造を利用して測定することができる。細胞は、全細胞染料（ＣＭＦＤＡ）、各染色法（Ｈｏｅｃｈｓｔ）、あるいはトランスフェクションを用いて同定できる。
【００８４】
降伏応力と細胞力
細胞／支持体システムにおけるいくつかのエネルギィスケールは、競合して独自の不安定性を生じることができる。細いシリンダ内で、細胞が軸上に整列すると、細胞が生じる張力が典型的なオイラーバックリング（Ｅｕｌｅｒ  Ｂｕｃｋｌｉｎｇ）の外力にとって代わり、長波長の屈曲が生じる。支持体材料が水平方向の補強に役立つのであれば、短波長のバックルが生じ、波長は支持体材料のモジュラスと、細胞−コラーゲンシリンダの屈曲弾性によって制御される。これらのモードのうちの一つが低応力で生じるが、細胞で発生した応力が降伏応力（せん断モジュラスの〜１／３）より上がると、これらの基底状態モードの一つの成長が、制御不可能に成長するか、支持体材料がもはや固体ではないので、不安定性がなくなる。代替的に、細胞がシリンダ内でせん断応力の勾配をつくり、降伏応力材料が流体化する場合、レイリー−プラトー不安定性のものと類似の界面の振動が生じる。レイリー−プラトー様モードの成長は、チューブの破壊を引き起こし、細胞で作られた応力と二相間の界面張力とによって設定された安定構造についての最大の長さスケールを決める（図１８Ｆ）。図１８Ｆは、構造体における支配力に依存して、いくつかのタイプの不安定性がどのように現れるかを示している。これらの細胞で発生した不安定性を調査するために、ある範囲の直径と長さを持つリニア構造体を作り、両タイプの降伏応力材料で支持し、広範囲にわたる降伏応力を作成した。不安定性がカテゴライズできるのであれば、発生した力のタイプがわかる（表面張力、せん断応力、その他）。理想的なケースでは、単一で、未知の細胞で発生した力が、静的材料における既知の力と競合して、細胞で発生した力の測定を可能とする。
【００８５】
位相的制約を伴う集団細胞ダイナミクス
発明者らのデータは、トポロジーの重要性を示している。属＝１対象において、細胞は、ＥＣＭを伴わない大きくて安定したユニットを作り、集団で移動する。これらの研究は、円形及び矩形量で続けることができ、多くの疑問点を調査することができる（図１９Ａ）。図１９Ａは、細胞がどのようにして属＝１構造体で広がる、及び細胞が好ましい平均の、あるいはガウス曲線の表面に向けて移動するのかを示している。構造体のサイズは変化して、細胞で生じた力と曲面との間の関係性を調査でき、張力は、内側尿面の収縮を測定することによって推定できる。体積は、ＥＣＭを充填して、細胞がすべての表面に移動して、細胞が、ループ構造体中に存在する平均とガウス曲面の特定の組み合わせを好むのかどうかを試験することができる。上皮細胞、内皮細胞、線維芽細胞といった様々なタイプの細胞を比較して、異なる組織からとったし安房と様々なタイプの曲率との間の関係性を交差できる。細胞は、トポロジーと、平均又はガウス曲面に対して敏感で洗い、多くのアプリケーション用に新しいクラスの細胞ガイダンスを提供している。
【００８６】
ループにおける渦巻運動
ドーナツ型の細胞集団の動きの測定で観察された大型相関長さと、明らかな渦巻運動によって、ループのサイズが集団の動きとランダムな動きとの間の遷移を制御できるかどうかという疑問が生じる。集団運動はサイズが変化するループ構造において明らかになり、このような遷移を探すことができる。小ループが広がって、ループの周辺が個々の細胞ダイナミクスによって制御される本来の相関長さを超えると、ランダムな動きが生じる。制御された集団の広がりを用いて、ループ対を研究し、大きなスケールを超える協調を探すことができる（図１９Ｂ）。図１９Ｂは、共同の広がりがせん断応力によって結合したループ対においてどのように生じるのかを示す。隣り合うループは、反対方向に連動して、界面におけるせん断応力を最小限に抑える。これらの研究は、ＥＣＭの内ループ内で、またＥＣＭを充てんしたループ内で行うことができる。曲面は効果を複雑にして、より小さいループが集団の広がりを促進するが、その大きな曲面が移動を妨げる。
【００８７】
タイルスペース用格子と集団移動パターン
近位側ループにおける細胞移動の調整によって、むしろ弱く、磁性におけるサイズ依存効果に類似する調整を増幅する大きな格子上にパターンを繰り返す。細胞の集団移動と磁性スピンシステムにおける集合効果間の類似性は、サイズと対称性が様々である多数細胞格子を作ることによって明らかになる。調整した細胞渦巻は、反強磁性スピンに似ている。隣り合う細胞渦巻は反対方向に回転して、せん断応力によって結合する。矩形対称の光子上に細胞を配置して、反強磁性相を生成し、全スペースを逆回転の渦巻によって埋めることができる。反対に、六角形対象（技術的には、この場合はハニカム格子）に細胞を配置することによって、幾何学的なフラストレーションが回転する渦巻の巨視的協調を抑制する。六角相は、スピングラスに似ている。せん断応力結合は、これらの相に対する唯一の潜在的駆動力ではなく、ノードを通る細胞束は、二つの格子で非常に異なっている。矩形格子上では、各ノードが二つの入力と二つの出力を有しており、六角形格子上では、各ノードがそれぞれ一つの入力と二つの出力、あるいはその逆を有する（図１９Ｃ、Ｄ）。図１９Ｃ、Ｄは、（Ｃ）矩形格子上の細胞が反強磁性相を形成することを示しており、（Ｄ）六角（ハニカム）格子上の細胞がスピングラスを形成していることを示す。矢印は細胞の移動方向を示す。黄色の矢印は、共同経路を示し、赤い矢印はフラストレーション経路を示す。集団運動を制御するための原理的な対称の使用は、新規クラスの細胞ガイダンスを表している。
【００８８】
集合相安定性における次元性
本明細書に記載した細胞構造体のような平衡システムと非平衡システムの両方において、ランダム変動と秩序を促進する力との競合によって決まる秩序価の度合いは、システムの次元性に依存している。システムの次元に関する秩序の依存関係を明らかにするために、１Ｄ、２Ｄ及び３Ｄ格子を同じ特性で作成し、これらの３つの間における細胞移動の時空相関を比較することができる。本当の長距離にわたる秩序は、どのシステムにも存在しないが、２Ｄ秩序は、１Ｄ秩序より長距離であり、ラダウ−パールズ（Ｌａｄａｕ−Ｐｉｅｒｌｓ）の不安定性に似ている。さらに、３Ｄにおける反強磁性体と細胞渦巻の調整間には大きな相違がある。すべてのスピンが単軸にそって整列できるため、全スペースをキュービック格子上ｍｐ非平行スピンで埋めることができる。逆に、キュービック格子上の回転する渦巻における「スピン」方向は、それが載っているキューブの目に対して直交する。全スペースをこれらのスピンで埋めることは不可能であり、３Ｄのジオメトリックなフラストレーションが生じる。
【００８９】
問題点と代替のアプローチ
細胞構造体とＹＳＭ間の不十分な接着の結果、界面に層間剥離が生じる。これは、ＹＳＭ材料の化学修飾によって軽減することができる。Ｃａｒｂｏｐｏｌ（登録商標）は、アクリレートベースのポリマであり、タンパク質の共有結合は単純である。代替的に、様々な層間剥離した構造体の崩壊は、複雑な構造体における集団細胞の挙動に等しく重要な洞察力を提供する。
【００９０】
参考文献
以下の参考文献は、その全体が参照により本明細書に組み込まれる：
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１２．  Ｚａｍａｎ，Ｍ．Ｈ．，Ｌ．Ｍ．Ｔｒａｐａｎｉ，Ａ．Ｌ．Ｓｉｅｍｉｎｓｋｉ，Ｄ．ＭａｃＫｅｌｌａｒ，Ｈ．Ｇｏｎｇ，Ｒ．Ｄ．Ｋａｍｍ，Ａ．Ｗｅｌｌｓ，Ｄ．Ａ．Ｌａｕｆｆｅｎｂｕｒｇｅｒ，ａｎｄ  Ｐ．Ｍａｔｓｕｄａｉｒａ，Ｍｉｇｒａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｔｕｍｏｒ  ｃｅｌｌｓ  ｉｎ  ３Ｄ  ｍａｔｒｉｃｅｓ  ｉｓ  ｇｏｖｅｒｎｅｄ  ｂｙ  ｍａｔｒｉｘ  ｓｔｉｆｆｎｅｓｓ  ａｌｏｎｇ  ｗｉｔｈ  ｃｅｌｌ−ｍａｔｒｉｘ  ａｄｈｅｓｉｏｎ  ａｎｄ  ｐｒｏｔｅｏｌｙｓｉｓ．Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ｔｈｅ  Ｎａｔｉｏｎａｌ  Ａｃａｄｅｍｙ  ｏｆ  Ｓｃｉｅｎｃｅｓ，２００６．１０３（２９）：ｐ．１０８８９−１０８９４．
１３．  Ｐｒｏｖｅｎｚａｎｏ，Ｐ．Ｐ．，Ｄ．Ｒ．Ｉｎｍａｎ，Ｋ．Ｗ．Ｅｌｉｃｅｉｒｉ，Ｓ．Ｍ．Ｔｒｉｅｒ，ａｎｄ  Ｐ．Ｊ．Ｋｅｅｌｙ，Ｃｏｎｔａｃｔ  ｇｕｉｄａｎｃｅ  ｍｅｄｉａｔｅｄ  ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ  ｃｅｌｌ  ｍｉｇｒａｔｉｏｎ  ｉｓ  ｒｅｇｕｌａｔｅｄ  ｂｙ  Ｒｈｏ／ＲＯＣＫ−ｄｅｐｅｎｄｅｎｔ  ｍａｔｒｉｘ  ｒｅｏｒｇａｎｉｚａｔｉｏｎ．Ｂｉｏｐｈｙｓｉｃａｌ  ｊｏｕｒｎａｌ，２００８．９５（１１）：ｐ．５３７４−５３８４．
１４．  Ｋｒａｎｉｎｇ−Ｒｕｓｈ，ＣＭ．，Ｓ．Ｐ．Ｃａｒｅｙ，Ｊ．Ｐ．Ｃａｌｉｆａｎｏ，Ｂ．Ｎ．Ｓｍｉｔｈ，ａｎｄ  Ｃ．Ａ．Ｒｅｉｎｈａｒｔ−Ｋｉｎｇ，Ｔｈｅ  ｒｏｌｅ  ｏｆ  ｔｈｅ  ｃｙｔｏｓｋｅｌｅｔｏｎ  ｉｎ  ｃｅｌｌｕｌａｒ  ｆｏｒｃｅ  ｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ  ｉｎ  ２Ｄ  ａｎｄ  ３Ｄ  ｅｎｖｉｒｏｎｍｅｎｔｓ．Ｐｈｙｓｉｃａｌ  ｂｉｏｌｏｇｙ，２０１１．８（１）：ｐ．０１５００９．
１５．  Ｌｕｔｏｌｆ，Ｍ．，Ｊ．Ｌａｕｅｒ−Ｆｉｅｌｄｓ，Ｈ．Ｓｃｈｍｏｅｋｅｌ，Ａ．Ｍｅｔｔｅｒｓ，Ｆ．Ｗｅｂｅｒ，Ｇ．Ｆｉｅｌｄｓ，ａｎｄ  Ｊ．Ｈｕｂｂｅｌｌ，Ｓｙｎｔｈｅｔｉｃ  ｍａｔｒｉｘ  ｍｅｔａｌｌｏｐｒｏｔｅｉｎａｓｅ−ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ  ｈｙｄｒｏｇｅｌｓ  ｆｏｒ  ｔｈｅ  ｃｏｎｄｕｃｔｉｏｎ  ｏｆ  ｔｉｓｓｕｅ  ｒｅｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ：ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ  ｃｅｌｌ−ｉｎｖａｓｉｏｎ  ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃｓ．Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ｔｈｅ  Ｎａｔｉｏｎａｌ  Ａｃａｄｅｍｙ  ｏｆ  Ｓｃｉｅｎｃｅｓ，２００３．１００（９）：ｐ．５４１３−５４１８．
１６．  Ｒａｅｂｅｒ，Ｇ．，Ｍ．Ｌｕｔｏｌｆ，ａｎｄ  Ｊ．Ｈｕｂｂｅｌｌ，Ｍｏｌｅｃｕｌａｒｌｙ  ｅｎｇｉｎｅｅｒｅｄ  ＰＥＧ  ｈｙｄｒｏｇｅｌｓ：ａ  ｎｏｖｅｌ  ｍｏｄｅｌ  ｓｙｓｔｅｍ  ｆｏｒ  ｐｒｏｔｅｏｌｙｔｉｃａｌｌｙ  ｍｅｄｉａｔｅｄ  ｃｅｌｌ  ｍｉｇｒａｔｉｏｎ．Ｂｉｏｐｈｙｓｉｃａｌ  ｊｏｕｒｎａｌ，２００５．８９（２）：ｐ．１３７４−１３８８．
１７．  Ｂｅｎｉｎｇｏ，Ｋ．Ａ．，Ｃ．−Ｍ．Ｌｏ，ａｎｄ  Ｙ．−Ｌ．Ｗａｎｇ，Ｆｌｅｘｉｂｌｅ  ｐｏｌｙａｃｒｙｌａｍｉｄｅ  ｓｕｂｓｔｒａｔａ  ｆｏｒ  ｔｈｅ  ａｎａｌｙｓｉｓ  ｏｆ  ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ  ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓ  ａｔ  ｃｅｌｌ−ｓｕｂｓｔｒａｔｕｍ  ａｄｈｅｓｉｏｎｓ．Ｍｅｔｈｏｄｓ  ｉｎ  ｃｅｌｌ  ｂｉｏｌｏｇｙ，２００２．６９：ｐ．３２５−３３９．
１８．  Ｍａｒｓｈａｌｌ，Ａ．Ｊ．，Ｃ．Ａ．Ｉｒｖｉｎ，Ｔ．Ｂａｒｋｅｒ，Ｅ．Ｈ．Ｓａｇｅ，Ｋ．Ｄ．Ｈａｕｃｈ，Ａｎｄ  Ｂ．Ｄ．Ｒａｔｎｅｒ，Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ  ｗｉｔｈ  ｔｉｇｈｔｌｙ  ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ  ｐｏｒｅ  ｓｉｚｅ  ｔｈａｔ  ｐｒｏｍｏｔｅ  ｖａｓｃｕｌａｒ  ｉｎ−ｇｒｏｗｔｈ．Ｐｏｌｙｍｅｒ  Ｐｒｅｐｒｉｎｔｓ，Ａｍｅｒｉｃａｎ  Ｃｈｅｍｉｃａｌ  Ｓｏｃｉｅｔｙ，Ｄｉｖｉｓｉｏｎ  ｏｆ  Ｐｏｌｙｍｅｒ  Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ，２００４．４５（２）：ｐ．１００−１０１．
１９．  Ｉｓｅｎｈａｔｈ，Ｓ．，Ｙ．Ｆｕｋａｎｏ，Ｍ．Ｕｓｕｉ，Ｒ．Ｕｎｄｅｒｗｏｏｄ，Ｃ．Ｉｒｖｉｎ，Ａ．Ｍａｒｓｈａｌｌ，Ｋ．Ｈａｕｃｈ，Ｂ．Ｒａｔｎｅｒ，Ｐ．Ｆｌｅｃｋｍａｎ，ａｎｄ  Ｊ．Ｏｌｅｒｕｄ，Ａ  ｍｏｕｓｅ  ｍｏｄｅｌ  ｔｏ  ｅｖａｌｕａｔｅ  ｔｈｅ  ｉｎｔｅｒｆａｃｅ  ｂｅｔｗｅｅｎ  ｓｋｉｎ  ａｎｄ  ａ  ｐｅｒｃｕｔａｎｅｏｕｓ  ｄｅｖｉｃｅ．Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ  Ｍａｔｅｒｉａｌｓ  Ｒｅｓｅａｒｃｈ  Ｐａｒｔ  Ａ，２００７．８３（４）：ｐ．９１５−９２２．
２０．  Ｍａｄｄｅｎ，Ｌ．Ｒ．，Ｄ．Ｊ．Ｍｏｒｔｉｓｅｎ，Ｅ．Ｍ．Ｓｕｓｓｍａｎ，Ｓ．Ｋ．Ｄｕｐｒａｓ，Ｊ．Ａ．Ｆｕｇａｔｅ，Ｊ．Ｌ．Ｃｕｙ，Ｋ．Ｄ．Ｈａｕｃｈ，Ｍ．Ａ．Ｌａｆｌａｍｍｅ，Ｃ．Ｅ．  Ｍｕｒｒｙ，ａｎｄ  Ｂ．Ｄ．  Ｒａｔｎｅｒ，Ｐｒｏａｎｇｉｏｇｅｎｉｃ  ｓｃａｆｆｏｌｄｓ  ａｓ  ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ  ｔｅｍｐｌａｔｅｓ  ｆｏｒ  ｃａｒｄｉａｃ  ｔｉｓｓｕｅ  ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ．Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ｔｈｅ  Ｎａｔｉｏｎａｌ  Ａｃａｄｅｍｙ  ｏｆ  Ｓｃｉｅｎｃｅｓ，２０１０．１０７（３４）：ｐ．１５２１１−１５２１６．
２１．  Ｌｉｎｎｅｓ，Ｍ．Ｐ．，Ｂ．Ｄ．Ｒａｔｎｅｒ，ａｎｄ  ＣＭ．Ｇｉａｃｈｅｌｌｉ，Ａ  ｆｉｂｒｉｎｏｇｅｎ−ｂａｓｅｄ  ｐｒｅｃｉｓｉｏｎ  ｍｉｃｒｏｐｏｒｏｕｓ  ｓｃａｆｆｏｌｄ  ｆｏｒ  ｔｉｓｓｕｅ  ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ，２００７．２８（３５）：ｐ．５２９８−５３０６．
２２．  Ｒａｔｎｅｒ，Ｂ．Ｄ．ａｎｄ  Ｓ．Ａｔｚｅｔ，Ｈｙｄｒｏｇｅｌｓ  ｆｏｒ  ｈｅａｌｉｎｇ，ｉｎ  Ｈｙｄｒｏｇｅｌｓ  ２００９，Ｓｐｒｉｎｇｅｒ，ｐ．
２３．  Ｂａｒｒｙ，Ｒ．Ａ．，Ｒ．Ｆ．Ｓｈｅｐｈｅｒｄ，Ｊ．Ｎ．Ｈａｎｓｏｎ，Ｒ．Ｇ．Ｎｕｚｚｏ，Ｐ．Ｗｉｌｔｚｉｕｓ，ａｎｄ  Ｊ．Ａ．Ｌｅｗｉｓ，Ｄｉｒｅｃｔ−Ｗｒｉｔｅ  Ａｓｓｅｍｂｌｙ  ｏｆ  ３Ｄ  Ｈｙｄｒｏｇｅｌ  Ｓｃａｆｆｏｌｄｓ  ｆｏｒ  Ｇｕｉｄｅｄ  Ｃｅｌｌ  Ｇｒｏｗｔｈ．Ａｄｖａｎｃｅｄ  Ｍａｔｅｒｉａｌｓ，２００９．２１（２３）：ｐ．２４０７−２４１０．
２４．  Ｓｈｅｐｈｅｒｄ，Ｊ．Ｎ．Ｈ．，Ｓ．Ｔ．Ｐａｒｋｅｒ，Ｒ．Ｆ．Ｓｈｅｐｈｅｒｄ，Ｍ．Ｕ．Ｇｉｌｌｅｔｔｅ，Ｊ．Ａ．Ｌｅｗｉｓ，ａｎｄ  Ｒ．Ｇ．Ｎｕｚｚｏ，３Ｄ  ｍｉｃｒｏｐｅｒｉｏｄｉｃ  ｈｙｄｒｏｇｅｌ  ｓｃａｆｆｏｌｄｓ  ｆｏｒ  ｒｏｂｕｓｔ  ｎｅｕｒｏｎａｌ  ｃｕｌｔｕｒｅｓ．Ａｄｖａｎｃｅｄ  ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ  ｍａｔｅｒｉａｌｓ，２０１１．２１（１）：ｐ．４７．
２５．  Ｓｕｎ，Ｌ．，Ｓ．Ｔ．Ｐａｒｋｅｒ，Ｄ．Ｓｙｏｊｉ，Ｘ．Ｗａｎｇ，Ｊ．Ａ．Ｌｅｗｉｓ，ａｎｄ  Ｄ．Ｌ．Ｋａｐｌａｎ，Ｄｉｒｅｃｔ−Ｗｒｉｔｅ  Ａｓｓｅｍｂｌｙ  ｏｆ  ３Ｄ  Ｓｉｌｋ／Ｈｙｄｒｏｘｙａｐａｔｉｔｅ  Ｓｃａｆｆｏｌｄｓ  ｆｏｒ  Ｂｏｎｅ  Ｃｏ−Ｃｕｌｔｕｒｅｓ．Ａｄｖａｎｃｅｄ  ｈｅａｌｔｈｃａｒｅ  ｍａｔｅｒｉａｌｓ，２０１２．１（６）：ｐ．７２９−７３５．
２６．  Ｍｉｌｌｅｒ，Ｊ．Ｓ．，Ｋ．Ｒ．Ｓｔｅｖｅｎｓ，Ｍ．Ｔ．Ｙａｎｇ，Ｂ．Ｍ．Ｂａｋｅｒ，Ｄ．−Ｈ．Ｔ．Ｎｇｕｙｅｎ，Ｄ．Ｍ．Ｃｏｈｅｎ，Ｅ．Ｔｏｒｏ，Ａ．Ａ．Ｃｈｅｎ，Ｐ．Ａ．Ｇａｌｉｅ，ａｎｄ  Ｘ．Ｙｕ，Ｒａｐｉｄ  ｃａｓｔｉｎｇ  ｏｆ  ｐａｔｔｅｒｎｅｄ  ｖａｓｃｕｌａｒ  ｎｅｔｗｏｒｈ  ｆｏｒ  ｐｅｒｆｕｓａｂｌｅ  ｅｎｇｉｎｅｅｒｅｄ  ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ  ｔｉｓｓｕｅｓ．Ｎａｔｕｒｅ  ｍａｔｅｒｉａｌｓ，２０１２．
２７．  Ｇｒｅｉｎｅｒ，Ａ．Ｍ．，Ｂ．Ｒｉｃｈｔｅｒ，ａｎｄ  Ｍ．Ｂａｓｔｍｅｙｅｒ，Ｍｉｃｒｏ−Ｅｎｇｉｎｅｅｒｅｄ  ３Ｄ  Ｓｃａｆｆｏｌｄｓ  ｆｏｒ  Ｃｅｌｌ  Ｃｕｌｔｕｒｅ  Ｓｔｕｄｉｅｓ．Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌａｒ  ｂｉｏｓｃｉｅｎｃｅ，２０１２．１２（１０）：ｐ．１３０１−１３１４．
２８．  Ｘｕ，Ｃ，Ｗ．Ｃｈａｉ，Ｙ．Ｈｕａｎｇ，ａｎｄ  Ｒ．Ｒ．Ｍａｒｋｗａｌｄ，Ｓｃａｆｆｏｌｄ−ｆｒｅｅ  ｉｎｋｊｅｔ  ｐｒｉｎｔｉｎｇ  ｏｆ  ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ  ｚｉｇｚａｇ  ｃｅｌｌｕｌａｒ  ｔｕｂｅｓ．Ｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ  ａｎｄ  Ｂｉｏｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ，２０１２．１０９（１２）：ｐ．３１５２−３１６０．
２９．  Ｇｉｌｂｅｒｔ，Ｔ．Ｗ．，Ｔ．Ｌ．Ｓｅｌｌａｒｏ，ａｎｄ  Ｓ．Ｆ．Ｂａｄｙｌａｋ，Ｄｅｃｅｌｌｕｌａｒｉｚａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｔｉｓｓｕｅｓ  ａｎｄ  ｏｒｇａｎｓ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ，２００６．２７（１９）：ｐ．３６７５−３６８３．
３０．  Ｃｒａｐｏ，Ｐ．Ｍ．，Ｔ．Ｗ．Ｇｉｌｂｅｒｔ，ａｎｄ  Ｓ．Ｆ．Ｂａｄｙｌａｋ，Ａｎ  ｏｖｅｒｖｉｅｗ  ｏｆ  ｔｉｓｓｕｅ  ａｎｄ  ｗｈｏｌｅ  ｏｒｇａｎ  ｄｅｃｅｌｌｕｌａｒｉｚａｔｉｏｎ  ｐｒｏｃｅｓｓｅｓ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ，２０１１．３２（１２）：ｐ．３２３３−３２４３．
３１．  Ａｍｅｎｓａｇ，Ｓ．ａｎｄ  Ｐ．Ｓ．ＭｃＦｅｔｒｉｄｇｅ，Ｒｏｌｌｉｎｇ  ｔｈｅ  ｈｕｍａｎ  ａｍｎｉｏｎ  ｔｏ  ｅｎｇｉｎｅｅｒ  ｌａｍｉｎａｔｅｄ  ｖａｓｃｕｌａｒ  ｔｉｓｓｕｅｓ．Ｔｉｓｓｕｅ  Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ  Ｐａｒｔ  Ｃ：Ｍｅｔｈｏｄｓ，２０１２．１８（１１）：ｐ．９０３−９１２．
３２．  Ａｍｅｎｓａｇ，Ｓ．ａｎｄ  Ｐ．Ｓ．ＭｃＦｅｔｒｉｄｇｅ，Ｔｕｎｉｎｇ  ｓｃａｆｆｏｌｄ  ｍｅｃｈａｎｉｃｓ  ｂｙ  ｌａｍｉｎａｔｉｎｇ  ｎａｔｉｖｅ  ｅｘｔｒａｃｅｌｌｕｌａｒ  ｍａｔｒｉｘ  ｍｅｍｂｒａｎｅｓ  ａｎｄ  ｅｆｆｅｃｔｓ  ｏｎ  ｅａｒｌｙ  ｃｅｌｌｕｌａｒ  ｒｅｍｏｄｅｌｉｎｇ．Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ  Ｍａｔｅｒｉａｌｓ  Ｒｅｓｅａｒｃｈ  Ｐａｒｔ  Ａ，２０１３．
３３．  Ｊｉｎ，Ｃ．Ｚ．，Ｓ．Ｒ．Ｐａｒｋ，Ｂ．Ｈ．Ｃｈｏｉ，Ｋ．−Ｙ．Ｌｅｅ，Ｃ．Ｋ．Ｋａｎｇ，ａｎｄ  Ｂ．−Ｈ．Ｍｉｎ，Ｈｕｍａｎ  ａｍｎｉｏｔｉｃ  ｍｅｍｂｒａｎｅ  ａｓ  ａ  ｄｅｌｉｖｅｒｙ  ｍａｔｒｉｘ  ｆｏｒ  ａｒｔｉｃｕｌａｒ  ｃａｒｔｉｌａｇｅ  ｒｅｐａｉｒ．  Ｔｉｓｓｕｅ  ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ，２００７．１３（４）：ｐ．６９３−７０２．
３４．  Ｍｌｉｇｉｌｉｃｈｅ，Ｎ．，Ｋ．Ｅｎｄｏ，Ｋ．Ｏｋａｍｏｔｏ，Ｅ．Ｆｕｊｉｍｏｔｏ，ａｎｄ  Ｃ．Ｉｄｅ，Ｅｘｔｒａｃｅｌｌｕｌａｒ  ｍａｔｒｉｘ  ｏｆ  ｈｕｍａｎ  ａｍｎｉｏｎ  ｍａｎｕｆａｃｔｕｒｅｄ  ｉｎｔｏ  ｔｕｂｅｓ  ａｓ  ｃｏｎｄｕｉｔｓ  ｆｏｒ  ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ  ｎｅｒｖｅ  ｒｅｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ．Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ  ｍａｔｅｒｉａｌｓ  ｒｅｓｅａｒｃｈ，２００２．６３（５）：ｐ．５９１−６００．
３５．  Ｍｏｈａｍｍａｄ，Ｊ．，Ｊ．Ｓｈｅｎａｑ，Ｅ．Ｒａｂｉｎｏｖｓｋｙ，  ａｎｄ  Ｓ．Ｓｈｅｎａｑ，Ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ  ｎｅｒｖｅ  ｒｅｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ：ａ  ｔｉｓｓｕｅ−ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ  ａｐｐｒｏａｃｈ．Ｔｈｅ  ｒｏｌｅ  ｏｆ  ａｍｎｉｏｎ  ｔｕｂｅ  ｎｅｒｖｅ  ｃｏｎｄｕｉｔ  ａｃｒｏｓｓ  ａ  １−ｃｅｎｔｉｍｅｔｅｒ  ｎｅｒｖｅ  ｇａｐ．Ｐｌａｓｔｉｃ  ａｎｄ  ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｖｅ  ｓｕｒｇｅｒｙ，２０００．１０５（２）：ｐ．６６０−６６６．
３６．  Ｏｔｔ，Ｈ．Ｃ．，Ｔ．Ｓ．Ｍａｔｔｈｉｅｓｅｎ，Ｓ．−Ｋ．Ｇｏｈ，Ｌ．Ｄ．Ｂｌａｃｋ，Ｓ．Ｍ．Ｋｒｅｎ，Ｔ．Ｉ．Ｎｅｔｏｆｆ，ａｎｄ  Ｄ．Ａ．Ｔａｙｌｏｒ，Ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ−ｄｅｃｅｌｌｕｌａｒｉｚｅｄ  ｍａｔｒｉｘ：ｕｓｉｎｇ  ｎａｔｕｒｅ’ｓ  ｐｌａｔｆｏｒｍ  ｔｏ  ｅｎｇｉｎｅｅｒ  ａ  ｂｉｏａｒｔｉｆｉｃｉａｌ  ｈｅａｒｔ．Ｎａｔｕｒｅ  ｍｅｄｉｃｉｎｅ，２００８．１４（２）：ｐ．２１３−２２１．
３７．  Ｐｅｔｅｒｓｅｎ，Ｔ．Ｈ．，Ｅ．Ａ．Ｃａｌｌｅ，Ｌ．Ｚｈａｏ，Ｅ．Ｊ．Ｌｅｅ，Ｌ．Ｇｕｉ，Ｍ．Ｂ．Ｒａｒｅｄｏｎ，Ｋ．Ｇａｖｒｉｌｏｖ，Ｔ．Ｙｉ，Ｚ．Ｗ．Ｚｈｕａｎｇ，ａｎｄ  Ｃ．Ｂｒｅｕｅｒ，Ｔｉｓｓｕｅ−ｅｎｇｉｎｅｅｒｅｄ  ｌｕｎｇｓ  ｆｏｒ  ｉｎ  ｖｉｖｏ  ｉｍｐｌａｎｔａｔｉｏｎ．Ｓｃｉｅｎｃｅ，２０１０．３２９（５９９１）：ｐ．５３８−５４１．
３８．  Ｇｕｏ，Ｓ．，Ｘ．Ｒｅｎ，Ｂ．Ｗｕ，ａｎｄ  Ｔ．Ｊｉａｎｇ，Ｐｒｅｐａｒａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｔｈｅ  ａｃｅｌｌｕｌａｒ  ｓｃａｆｆｏｌｄ  ｏｆ  ｔｈｅ  ｓｐｉｎａｌ  ｃｏｒｄ  ａｎｄ  ｔｈｅ  ｓｔｕｄｙ  ｏｆｂｉｏｃｏｍｐａｔｉｂｉｌｉｔｙ．Ｓｐｉｎａｌ  ｃｏｒｄ，２０１０．４８（７）：ｐ．５７６−５８１．
３９．  Ｕｙｇｕｎ，Ｂ．Ｅ．，Ａ．Ｓｏｔｏ−Ｇｕｔｉｅｒｒｅｚ，Ｈ．Ｙａｇｉ，Ｍ．−Ｌ．Ｉｚａｍｉｓ，Ｍ．Ａ．Ｇｕｚｚａｒｄｉ，Ｃ．Ｓｈｕｌｍａｎ，Ｊ．Ｍｉｌｗｉｄ，Ｎ．Ｋｏｂａｙａｓｈｉ，Ａ．Ｔｉｌｌｅｓ，ａｎｄ  Ｆ．Ｂｅｒｔｈｉａｕｍｅ，Ｏｒｇａｎ  ｒｅｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ  ｔｈｒｏｕｇｈ  ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ  ｏｆ  ａ  ｔｒａｎｓｐｌａｎｔａｂｌｅ  ｒｅｃｅｌｌｕｌａｒｉｚｅｄ  ｌｉｖｅｒ  ｇｒａｆｔ  ｕｓｉｎｇ  ｄｅｃｅｌｌｕｌａｒｉｚｅｄ  ｌｉｖｅｒ  ｍａｔｒｉｘ．Ｎａｔｕｒｅ  ｍｅｄｉｃｉｎｅ，２０１０．１６（７）：ｐ．８１４−８２０．
４０．  Ｂａｉｇｕｅｒａ，Ｓ．，Ｐ．Ｊｕｎｇｅｂｌｕｔｈ，Ａ．Ｂｕｒｎｓ，Ｃ．Ｍａｖｉｌｉａ，Ｊ．Ｈａａｇ，Ｐ．Ｄｅ  Ｃｏｐｐｉ，ａｎｄ  Ｐ．Ｍａｃｃｈｉａｒｉｎｉ，Ｔｉｓｓｕｅ  ｅｎｇｉｎｅｅｒｅｄ  ｈｕｍａｎ  ｔｒａｃｈｅａｓ  ｆｏｒ  ｉｎ  ｖｉｖｏ  ｉｍｐｌａｎｔａｔｉｏｎ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ，２０１０．３１（３４）：ｐ．８９３１−８９３８．
４１．  Ｒｏｂｅｒｔｓ，Ｇ．Ｐ．ａｎｄ  Ｈ．Ａ．Ｂａｒｎｅｓ，Ｎｅｗ  ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔｓ  ｏｆ  ｔｈｅ  ｆｌｏｗ−ｃｕｒｖｅｓ  ｆｏｒ  Ｃａｒｂｏｐｏｌ  ｄｉｓｐｅｒｓｉｏｎｓ  ｗｉｔｈｏｕｔ  ｓｌｉｐ  ａｒｔｅｆａｃｔｓ．Ｒｈｅｏｌｏｇｉｃａ  ａｃｔａ，２００１．４０（５）：ｐ．４９９−５０３．
４２．  Ｐｉａｕ，Ｊ．，Ｃａｒｂｏｐｏｌ  ｇｅｌｓ：Ｅｌａｓｔｏｖｉｓｃｏｐｌａｓｔｉｃ  ａｎｄ  ｓｌｉｐｐｅｒｙ  ｇｌａｓｓｅｓ  ｍａｄｅ  ｏｆ  ｉｎｄｉｖｉｄｕａｌ  ｓｗｏｌｌｅｎ  ｓｐｏｎｇｅｓ：Ｍｅｓｏ−ａｎｄ  ｍａｃｒｏｓｃｏｐｉｃ  ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ，ｃｏｎｓｔｉｔｕｔｉｖｅ  ｅｑｕａｔｉｏｎｓ  ａｎｄ  ｓｃａｌｉｎｇ  ｌａｗｓ．Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  ｎｏｎ−ｎｅｗｔｏｎｉａｎ  ｆｌｕｉｄ  ｍｅｃｈａｎｉｃｓ，２００７．１４４（１）：ｐ．１−２９．
４３．  Ｂａｒｎｅｓ，Ｈ．Ａ．，Ｔｈｅ  ｙｉｅｌｄ  ｓｔｒｅｓｓ−ａ  ｒｅｖｉｅｗ  ｏｒ‘παντα  ρει’−ｅｖｅｒｙｔｈｉｎｇ  ｆｌｏｗｓ？  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  ｎｏｎ−ｎｅｗｔｏｎｉａｎ  ｆｌｕｉｄ  ｍｅｃｈａｎｉｃｓ，１９９９．８１（１）：ｐ．１３３−１７８．
４４．  Ｍｏｌｌｅｒ，Ｐ．Ｃ．，Ｊ．Ｍｅｗｉｓ，ａｎｄ  Ｄ．Ｂｏｎｎ，Ｙｉｅｌｄ  ｓｔｒｅｓｓ  ａｎｄ  ｔｈｉｘｏｔｒｏｐｙ：ｏｎ  ｔｈｅ  ｄｉｆｆｉｃｕｌｔｙ  ｏｆ  ｍｅａｓｕｒｉｎｇ  ｙｉｅｌｄ  ｓｔｒｅｓｓｅｓ  ｉｎ  ｐｒａｃｔｉｃｅ．Ｓｏｆｔ  ｍａｔｔｅｒ，２００６．２（４）：ｐ．２７４−２８３．
４５．  Ｒｏｍｅｏ，Ｇ．，Ａ．Ｆｅｒｎａｎｄｅｚ−Ｎｉｅｖｅｓ，Ｈ．Ｍ．Ｗｙｓｓ，Ｄ．Ａｃｉｅｒｎｏ，ａｎｄ  Ｄ．Ａ．Ｗｅｉｔｚ，Ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ−Ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ  Ｔｒａｎｓｉｔｉｏｎｓ  Ｂｅｔｗｅｅｎ  Ｇｌａｓｓ，Ｌｉｑｕｉｄ，  ａｎｄ  Ｇｅｌ  Ｓｔａｔｅｓ  ｉｎ  Ｄｅｎｓｅ  ｐ−ＮＩＰＡ  Ｓｕｓｐｅｎｓｉｏｎｓ．Ａｄｖａｎｃｅｄ  Ｍａｔｅｒｉａｌｓ，２０１０．２２（３１）：ｐ．３４４１−３４４５．
４６．  Ｂｉｎｄｓｃｈａｄｌｅｒ，Ｍ．ａｎｄ  Ｊ．Ｌ．ＭｃＧｒａｔｈ，Ｓｈｅｅｔ  ｍｉｇｒａｔｉｏｎ  ｂｙ  ｗｏｕｎｄｅｄ  ｍｏｎｏｌａｙｅｒｓ  ａｓ  ａｎ  ｅｍｅｒｇｅｎｔ  ｐｒｏｐｅｒｔｙ  ｏｆ  ｓｉｎｇｌｅ−ｃｅｌｌ  ｄｙｎａｍｉｃｓ．Ｊ  Ｃｅｌｌ  Ｓｃｉ，２００７．１２０（５）：ｐ．８７６−８８４．
４７．  Ｔｒｅｐａｔ，Ｘ．，Ｍ．Ｒ．  Ｗａｓｓｅｒｍａｎ，Ｔ．Ｅ．Ａｎｇｅｌｉｎｉ，Ｅ．Ｍｉｌｌｅｔ，Ｄ．Ａ．Ｗｅｉｔｚ，Ｊ．Ｐ．Ｂｕｔｌｅｒ，ａｎｄ  Ｊ．Ｊ．Ｆｒｅｄｂｅｒｇ，Ｐｈｙｓｉｃａｌ  ｆｏｒｃｅｓ  ｄｕｒｉｎｇ  ｃｏｌｌｅｃｔｉｖｅ  ｃｅｌｌ  ｍｉｇｒａｔｉｏｎ．Ｎａｔ  Ｐｈｙｓ，２００９．５．
４８．  Ｐｏｕｊａｄｅ，Ｍ．，Ｅ．Ｇｒａｓｌａｎｄ−Ｍｏｎｇｒａｉｎ，Ａ．Ｈｅｒｔｚｏｇ，Ｊ．Ｊｏｕａｎｎｅａｕ，Ｐ．Ｃｈａｖｒｉｅｒ，Ｂ．Ｌａｄｏｕｘ，Ａ．  Ｂｕｇｕｉｎ，ａｎｄ  Ｐ．Ｓｉｌｂｅｒｚａｎ，Ｃｏｌｌｅｃｔｉｖｅ  ｍｉｇｒａｔｉｏｎ  ｏｆ  ａｎ  ｅｐｉｔｈｅｌｉａｌ  ｍｏｎｏｌａｙｅｒ  ｉｎ  ｒｅｓｐｏｎｓｅ  ｔｏ  ａ  ｍｏｄｅｌ  ｗｏｕｎｄ．  Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ｔｈｅ  Ｎａｔｉｏｎａｌ  Ａｃａｄｅｍｙ  ｏｆ  Ｓｃｉｅｎｃｅｓ，２００７．１０４（４１）：ｐ．１５９８８−１５９９３．
４９．  Ｓｚａｂｏ，Ｂ．，Ｇ．Ｊ．Ｓｚｏｌｌｏｓｉ，Ｂ．Ｇｏｎｃｉ，Ｚ．Ｊｕｒａｎｙｉ，Ｄ．Ｓｅｌｍｅｃｚｉ，ａｎｄ  Ｔ．Ｖｉｃｓｅｋ，Ｐｈａｓｅ  ｔｒａｎｓｉｔｉｏｎ  ｉｎ  ｔｈｅ  ｃｏｌｌｅｃｔｉｖｅ  ｍｉｇｒａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｔｉｓｓｕｅ  ｃｅｌｌｓ：Ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔ  ａｎｄ  ｍｏｄｅｌ．Ｐｈｙｓｉｃａｌ  Ｒｅｖｉｅｗ  Ｅ（Ｓｔａｔｉｓｔｉｃａｌ，Ｎｏｎｌｉｎｅａｒ，ａｎｄ  Ｓｏｆｔ  Ｍａｔｔｅｒ  Ｐｈｙｓｉｃｓ），２００６．７４（６）：ｐ．０６１９０８−５．
５０．  Ｋｕｒｔｅｎ，Ｒ．Ｃ．，Ｐ．Ｃｈｏｗｄｈｕｒｙ，Ｒ．Ｃ．Ｓａｎｄｅｒｓ，Ｊｒ．，Ｌ．Ｍ．Ｐｉｔｔｍａｎ，Ｌ．Ｗ．Ｓｅｓｓｉｏｎｓ，Ｔ．Ｃ．Ｃｈａｍｂｅｒｓ，Ｃ．Ｓ．Ｌｙｌｅ，Ｂ．Ｊ．Ｓｃｈｎａｃｋｅｎｂｅｒｇ，ａｎｄ  Ｓ．Ｍ．Ｊｏｎｅｓ，Ｃｏｏｒｄｉｎａｔｉｎｇ  ｅｐｉｄｅｒｍａｌ  ｇｒｏｗｔｈ  ｆａｃｔｏｒ−ｉｎｄｕｃｅｄ  ｍｏｔｉｌｉｔｙ  ｐｒｏｍｏｔｅｓ  ｅｆｆｉｃｉｅｎｔ  ｗｏｕｎｄ  ｃｌｏｓｕｒｅ．Ａｍ  Ｊ  Ｐｈｙｓｉｏｌ  Ｃｅｌｌ  Ｐｈｙｓｉｏｌ，２００５．２８８（１）：ｐ．Ｃ１０９−１２１．
５１．  Ｈａｇａ，Ｈ．，Ｃ．Ｉｒａｈａｒａ，Ｒ．Ｋｏｂａｙａｓｈｉ，Ｔ．Ｎａｋａｇａｋｉ，ａｎｄ  Ｋ．Ｋａｗａｂａｔａ，Ｃｏｌｌｅｃｔｉｖｅ  Ｍｏｖｅｍｅｎｔ  ｏｆ  Ｅｐｉｔｈｅｌｉａｌ  Ｃｅｌｌｓ  ｏｎ  ａ  Ｃｏｌｌａｇｅｎ  Ｇｅｌ  Ｓｕｂｓｔｒａｔｅ．Ｂｉｏｐｈｙｓｉｃａｌ  Ｊｏｕｒｎａｌ，２００５．８８（３）：ｐ．２２５０−２２５６．
５２．  Ｆａｒｏｏｑｕｉ，Ｒ．ａｎｄ  Ｇ．Ｆｅｎｔｅａｎｙ，Ｍｕｌｔｉｐｌｅ  ｒｏｗｓ  ｏｆ  ｃｅｌｌｓ  ｂｅｈｉｎｄ  ａｎ  ｅｐｉｔｈｅｌｉａｌ  ｗｏｕｎｄ  ｅｄｇｅ  ｅｘｔｅｎｄ  ｃｒｙｐｔｉｃ  ｌａｍｅｌｌｉｐｏｄｉａ  ｔｏ  ｃｏｌｌｅｃｔｉｖｅｌｙ  ｄｒｉｖｅ  ｃｅｌｌ−ｓｈｅｅｔ  ｍｏｖｅｍｅｎｔ．Ｊ  Ｃｅｌｌ  Ｓｃｉ，２００５．１１８（１）：ｐ．５１−６３．
５３．  Ｔａｍｂｅ，Ｄ．Ｔ．，Ｃ．Ｃ．Ｈａｒｄｉｎ，Ｔ．Ｅ．Ａｎｇｅｌｉｎｉ，Ｋ．Ｒａｊｅｎｄｒａｎ，Ｃ．Ｙ．Ｐａｒｋ，Ｘ．Ｓｅｒｒａ−Ｐｉｃａｍａｌ，Ｅ．Ｈ．Ｚｈｏｕ，Ｍ．Ｈ．Ｚａｍａｎ，Ｊ．Ｐ．Ｂｕｔｌｅｒ，ａｎｄ  Ｄ．Ａ．Ｗｅｉｔｚ，Ｃｏｌｌｅｃｔｉｖｅ  ｃｅｌｌ  ｇｕｉｄａｎｃｅ  ｂｙ  ｃｏｏｐｅｒａｔｉｖｅ  ｉｎｔｅｒｃｅｌｌｕｌａｒ  ｆｏｒｃｅｓ．Ｎａｔｕｒｅ  ｍａｔｅｒｉａｌｓ，２０１１．１０（６）：ｐ．４６９−４７５．
５４．  Ａｎｇｅｌｉｎｉ，Ｔ．Ｅ．，Ｅ．Ｈａｎｎｅｚｏ，Ｘ．Ｔｒｅｐａｔ，Ｊ．Ｊ．Ｆｒｅｄｂｅｒｇ，ａｎｄ  Ｄ．Ａ．Ｗｅｉｔｚ，Ｃｅｌｌ  Ｍｉｇｒａｔｉｏｎ  Ｄｒｉｖｅｎ  ｂｙ  Ｃｏｏｐｅｒａｔｉｖｅ  Ｓｕｂｓｔｒａｔｅ  Ｄｅｆｏｒｍａｔｉｏｎ  Ｐａｔｔｅｒｎｓ．Ｐｈｙｓｉｃａｌ  Ｒｅｖｉｅｗ  Ｌｅｔｔｅｒｓ，２０１０．１０４（１６）：ｐ．１６８１０４．
５５．  Ａｎｇｅｌｉｎｉ，Ｔ．Ｅ．，Ｅ．Ｈａｎｎｅｚｏ，Ｘ．Ｔｒｅｐａｔ，Ｍ．Ｍａｒｑｕｅｚ，Ｊ．Ｊ．Ｆｒｅｄｂｅｒｇ，ａｎｄ  Ｄ．Ａ．Ｗｅｉｔｚ，Ｇｌａｓｓ−ｌｉｋｅ  ｄｙｎａｍｉｃｓ  ｏｆ  ｃｏｌｌｅｃｔｉｖｅ  ｃｅｌｌ  ｍｉｇｒａｔｉｏｎ．Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ｔｈｅ  Ｎａｔｉｏｎａｌ  Ａｃａｄｅｍｙ  ｏｆ  Ｓｃｉｅｎｃｅｓ，２０１１．１０８（１２）：ｐ．４７１４−４７１９．
５６．  Ｓｕａｒｉｓ，Ｍ．，Ｊ．Ａ．Ｂｒｅａｕｘ，Ｓ．Ｐ．Ｚｅｈｎｄｅｒ，ａｎｄ  Ｔ．Ｅ．Ａｎｇｅｌｉｎｉ．Ｎｕｃｌｅａｔｉｏｎ  ａｎｄ  ｇｒｏｗｔｈ  ｏｆ  ｅｐｉｔｈｅｌｉａｌ  ｃｅｌｌ  ｃｌｕｓｔｅｒｓ，ｉｎ  ＡＩＰ  Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ  Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ．２０１３．
５７．  Ｓａｕｎｄｅｒｓ，Ｂ．Ｒ．＆  Ｖｉｎｃｅｎｔ，Ｂ．Ｍｉｃｒｏｇｅｌ  ｐａｒｔｉｃｌｅｓ  ａｓ  ｍｏｄｅｌ  ｃｏｌｌｏｉｄｓ：ｔｈｅｏｒｙ，ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ  ａｎｄ  ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ．Ａｄｖａｎｃｅｓ  ｉｎ  Ｃｏｌｌｏｉｄ  ａｎｄ  Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ  Ｓｃｉｅｎｃｅ  ８０，１−２５（１９９９）．
５８．  Ｏ’Ｈｅｒｎ，Ｃ．Ｓ．，Ｓｉｌｂｅｒｔ，Ｌ．Ｅ．，Ｌｉｕ，Ａ．Ｊ．＆  Ｎａｇｅｌ，Ｓ．Ｒ．Ｊａｍｍｉｎｇ  ａｔ  ｚｅｒｏ  ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ  ａｎｄ  ｚｅｒｏ  ａｐｐｌｉｅｄ  ｓｔｒｅｓｓ：Ｔｈｅ  ｅｐｉｔｏｍｅ  ｏｆ  ｄｉｓｏｒｄｅｒ．Ｐｈｙｓｉｃａｌ  Ｒｅｖｉｅｗ  Ｅ  ６８，０１１３０６（２００３）．
５９．  Ｌｉｕ，Ａ．Ｊ．＆  Ｎａｇｅｌ，Ｓ．Ｒ．Ｎｏｎｌｉｎｅａｒ  ｄｙｎａｍｉｃｓ：Ｊａｍｍｉｎｇ  ｉｓ  ｎｏｔ  ｊｕｓｔ  ｃｏｏｌ  ａｎｙ  ｍｏｒｅ．Ｎａｔｕｒｅ  ３９６，２１−２２（１９９８）．
６０．  Ｃａｔｅｓ，Ｍ．，Ｗｉｔｔｍｅｒ，Ｊ．，Ｂｏｕｃｈａｕｄ，Ｊ．−Ｐ．＆  Ｃｌａｕｄｉｎ，Ｐ．Ｊａｍｍｉｎｇ，ｆｏｒｃｅ  ｃｈａｉｎｓ，ａｎｄ  ｆｒａｇｉｌｅ  ｍａｔｔｅｒ．Ｐｈｙｓｉｃａｌ  ｒｅｖｉｅｗ  ｌｅｔｔｅｒｓ  ８１，１８４１（１９９８）．
６１．  Ｌｉｕ，Ａ．Ｊ．＆  Ｎａｇｅｌ，Ｓ．Ｒ．Ｊａｍｍｉｎｇ  ａｎｄ  ｒｈｅｏｌｏｇｙ：ｃｏｎｓｔｒａｉｎｅｄ  ｄｙｎａｍｉｃｓ  ｏｎ  ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｉｃ  ａｎｄ  ｍａｃｒｏｓｃｏｐｉｃ  ｓｃａｌｅｓ．（ＣＲＣ  Ｐｒｅｓｓ，２００１）．
６２．  Ｂｉ，Ｄ．，Ｚｈａｎｇ，Ｊ．，Ｃｈａｋｒａｂｏｒｔｙ，Ｂ．＆Ｂｅｈｒｉｎｇｅｒ，Ｒ．Ｊａｍｍｉｎｇ  ｂｙ  ｓｈｅａｒ．Ｎａｔｕｒｅ  ４８０，３５５−３５８（２０１１）．
６３．  Ｃｏｒｗｉｎ，Ｅ．Ｉ．，Ｊａｅｇｅｒ，Ｈ．Ｍ．＆  Ｎａｇｅｌ，Ｓ．Ｒ．  Ｓｔｒｕｃｔｕｒａｌ  ｓｉｇｎａｔｕｒｅ  ｏｆ  ｊａｍｍｉｎｇ  ｉｎ  ｇｒａｎｕｌａｒ  ｍｅｄｉａ．Ｎａｔｕｒｅ  ４３５，１０７５−１０７８（２００５）．
６４．  Ｓｃｈｗｅｉｚｅｒ，Ｋ．Ｓ．＆  Ｙａｔｓｅｎｋｏ，Ｇ．Ｃｏｌｌｉｓｉｏｎｓ，ｃａｇｉｎｇ，ｔｈｅｒｍｏｄｙｎａｍｉｃｓ，ａｎｄ  ｊａｍｍｉｎｇ  ｉｎ  ｔｈｅ  ｂａｒｒｉｅｒ  ｈｏｐｐｉｎｇ  ｔｈｅｏｒｙ  ｏｆ  ｇｌａｓｓｙ  ｈａｒｄ  ｓｐｈｅｒｅ  ｆｌｕｉｄｓ．Ｔｈｅ  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  ｃｈｅｍｉｃａｌ  ｐｈｙｓｉｃｓ  １２７，１６４５０５（２００７）．
６５．  Ｃｈｏ，Ｅ．Ｃ，Ｋｉｍ，Ｊ．−Ｗ．，Ｆｅｒｎａｎｄｅｚ−Ｎｉｅｖｅｓ，Ａ．＆Ｗｅｉｔｚ，Ｄ．Ａ．Ｈｉｇｈｌｙ  ｒｅｓｐｏｎｓｉｖｅ  ｈｙｄｒｏｇｅｌ  ｓｃａｆｆｏｌｄｓ  ｆｏｒｍｅｄ  ｂｙ  ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ  ｏｒｇａｎｉｚａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｍｉｃｒｏｇｅｌ  ｎａｎｏｐａｒｔｉｃｌｅｓ．Ｎａｎｏ  ｌｅｔｔｅｒｓ  ８，１６８−１７２（２００８）．
６６．  Ｆｅｒｎａｎｄｅｚ−Ｎｉｅｖｅｓ，Ａ．，Ｗｙｓｓ，Ｈ．，Ｍａｔｔｓｓｏｎ，Ｊ．＆  Ｗｅｉｔｚ，Ｄ．Ａ．Ｍｉｃｒｏｇｅｌ  ｓｕｓｐｅｎｓｉｏｎｓ：ｆｕｎｄａｍｅｎｔａｌｓ  ａｎｄ  ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ．（Ｊｏｈｎ  Ｗｉｌｅｙ＆Ｓｏｎｓ，２０１０）．
６７．  Ｄｅｂｏｒｄ，Ｊ．Ｄ．，Ｅｕｓｔｉｓ，Ｓ．，Ｂｙｕｌ  Ｄｅｂｏｒｄ，Ｓ．，Ｌｏｆｙｅ，Ｍ．Ｔ．＆  Ｌｙｏｎ，Ｌ．Ａ．Ｃｏｌｏｒ−Ｔｕｎａｂｌｅ  Ｃｏｌｌｏｉｄａｌ  Ｃｒｙｓｔａｌｓ  ｆｒｏｍ  Ｓｏｆｔ  Ｈｙｄｒｏｇｅｌ  Ｎａｎｏｐａｒｔｉｃｌｅｓ．Ａｄｖａｎｃｅｄ  ｍａｔｅｒｉａｌｓ  １４，６５８−６６２（２００２）．  
【００９１】
本発明の少なくとも一の実施例についていくつかの態様を述べてきたが、当業者は様々な代替、変更、及び改良を容易に行うことができる。
【００９２】
このような代替、変更、及び改良は、本開示の一部であることを意図しており、発明の精神と範囲内にあることを意図している。さらに、本発明の利点を述べているが、本発明のすべての実施例がここに述べたすべての利点を有するわけではないことは自明である。いくつかの実施例は、ここに述べたいくつかの場合の利点として述べられている特徴を実装できない。したがって、この記載と図面は例示に過ぎない。
【００９３】
本発明の様々な態様は、上述の実施例で特に述べていない単独で、組み合わせて、あるいは、様々なアレンジメントで使用することができ、したがって、そのアプリケーションにおいて細部及びこの記述で説明したあるいは図面に記載した構成要素の構成に限定されない。例えば、一の実施例で述べた態様は、別の実施例で述べた態様といろんな方法で組み合わせることができる。
【００９４】
また、本発明は、方法としても実施することができる。この方法の一例が提供されている。方法の一部として実行される行為は、適宜の方法で順序付けることができる。したがって、この行為が図に示した順序と異なる順序で実行される実施例を構成することができ、実施例ではシーケンシャルな行為として示されているが、いくつかの行為を同時に実行することができる。
【００９５】
請求項の要素を変形するための請求項における「第１」、「第２」、「第３」といった順序を表す用語の使用は、それ自体が優先順、先行順位、あるいは、別のあるいは方法の行為を実行する時間的な順序を超えた一の請求項の構成要素の順序を表すものではなく、単に、同じ名称を持つ（が、順序を表す用語の使用のための）別の要素から所定の名称を持つ一の請求項の要素を区別するためのラベルとして使用されている。
【００９６】
また、ここで使用した表現や用語は、記載の目的のためであり、限定を意味するものではない。「含む」、「具える」、あるいは「有する」、「含有する」、「伴う」及びその変形は、後に挙げたアイテム及びその均等物、並びに追加アイテムに及ぶことを意味する。
【００９７】
特許請求の範囲において、様々な要素が様々な請求項に記載されている。しかしながら、請求項に記載の要素は、別の請求項に記載されていたとしても、適宜の組み合わせで互いに使用することができる。
【図１】
2018500894.tif 000005
【図２】
2018500894.tif 000006
【図３】
2018500894.tif 000007
【図４】
2018500894.tif 000008
【図５】
2018500894.tif 000009
【図６（ａ）】
2018500894.tif 000010
【図６（ｂ）】
2018500894.tif 000011
【図６（ｃ）】
2018500894.tif 000012
【図７】
2018500894.tif 000013
【図８（ａ）】
2018500894.tif 000014
【図８（ｂ）】
2018500894.tif 000015
【図９（ａ）】
2018500894.tif 000016
【図９（ｂ）】
2018500894.tif 000017
【図９（ｃ）】
2018500894.tif 000018
【図９（ｄ）】
2018500894.tif 000019
【図９（ｅ）】
2018500894.tif 000020
【図９（ｆ）】
2018500894.tif 000021
【図９（ｇ）】
2018500894.tif 000022
【図９（ｈ）】
2018500894.tif 000023
【図９（ｉ）】
2018500894.tif 000024
【図１０（ａ）】
2018500894.tif 000025
【図１０（ｂ）】
2018500894.tif 000026
【図１０（ｃ）】
2018500894.tif 000027
【図１０（ｄ）】
2018500894.tif 000028
【図１０（ｅ）】
2018500894.tif 000029
【図１０（ｆ）】
2018500894.tif 000030
【図１０（ｇ）】
2018500894.tif 000031
【図１１（ａ）】
2018500894.tif 000032
【図１１（ｂ）】
2018500894.tif 000033
【図１１（ｃ）】
2018500894.tif 000034
【図１１（ｄ）】
2018500894.tif 000035
【図１１（ｅ）】
2018500894.tif 000036
【図１１（ｆ）】
2018500894.tif 000037
【図１２Ａ】
2018500894.tif 000038
【図１２Ｂ】
2018500894.tif 000039
【図１３（ａ）−１３（ｂ）】
2018500894.tif 000040
【図１３（ｃ）】
2018500894.tif 000041
【図１３（ｄ）−１３（ｅ）】
2018500894.tif 000042
【図１４】
2018500894.tif 000043
【図１５】
2018500894.tif 000044
【図１６（ａ）】
2018500894.tif 000045
【図１６（ｂ）】
2018500894.tif 000046
【図１６（ｃ）】
2018500894.tif 000047
【図１６（ｄ）】
2018500894.tif 000048
【図１６（ｅ）】
2018500894.tif 000049
【図１７】
2018500894.tif 000050
【図１８（ａ）−１８（ｂ）】
2018500894.tif 000051
【図１８（ｃ）】
2018500894.tif 000052
【図１８（ｄ）】
2018500894.tif 000053
【図１８（ｅ）】
2018500894.tif 000054
【図１８（ｆ）】
2018500894.tif 000055
【図１９（ａ）】
2018500894.tif 000056
【図１９（ｂ）】
2018500894.tif 000057
【図１９（ｃ）】
2018500894.tif 000058
【図１９（ｄ）】
2018500894.tif 000059
【図２０】
2018500894.tif 000060
【図２１】
2018500894.tif 000061
【図２２】
2018500894.tif 000062
【国際調査報告】
2018500894.tif 000063