(57)【要約】  【解決手段】  スキャフォールドは、第一分解速度を有する第一材料を有する第一ポリマー電界紡糸繊維と、前記第一分解速度とは異なる第二分解速度を有する第二材料を有する第二ポリマー電界紡糸繊維とを有しうる。前記第一分解速度は実質的に細胞浸透速度に相当してもよく、前記第二分解速度は前記第一分解速度より遅くてもよい。そのようなスキャフォールドは、第一ポリマー注入システムからマンドレル上へ第一ポリマー溶液を排出させることにより第一分解速度を有する第一ポリマー繊維を電界紡糸する工程と、第二ポリマー注入システムからマンドレル上へ第二ポリマー溶液を排出させることにより前記第一分解速度とは異なる第二分解速度を有する第二ポリマー繊維を電界紡糸する工程とによって製造されうる。創傷の部分にそのようスキャフォールドを適用することによって、創傷治癒が改善されうる。  【選択図】      図１３Ａ
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
スキャフォールドであって、
第一分解速度を有する第一材料を有する第一ポリマー電界紡糸繊維と、
前記第一分解速度とは異なる第二分解速度を有する第二材料を有する第二ポリマー電界紡糸繊維と、
を有する、スキャフォールド。
【請求項２】
請求項１記載のスキャフォールドにおいて、前記第一材料および前記第二材料は、ポリカプロラクトン、キトサン、ポリジオキサノン、ポリグリコライド、ポリ（ラクチド−ｃｏ−カプロラクトン）、ポリ（ラクチド−ｃｏ−グリコライド）、ポリ−Ｌ−ラクチド、およびこれらの組合せからなる群から独立して選択されるものである、スキャフォールド。
【請求項３】
請求項１記載のスキャフォールドにおいて、前記第一材料はポリグリコライドであり、前記第二材料はポリ（ラクチド−ｃｏ−カプロラクトン）である、スキャフォールド。
【請求項４】
請求項１記載のスキャフォールドにおいて、前記第一材料はポリジオキサノンであり、前記第二材料はポリ（ラクチド−ｃｏ−カプロラクトン）である、スキャフォールド。
【請求項５】
請求項１記載のスキャフォールドにおいて、前記第一分解速度は約１日〜約１ヶ月である、スキャフォールド。
【請求項６】
請求項１記載のスキャフォールドにおいて、前記第二分解速度は約１ヶ月〜約２４ヶ月である、スキャフォールド。
【請求項７】
請求項１記載のスキャフォールドにおいて、前記第一分解速度は前記第二分解速度より約２倍〜約５２倍大きい、スキャフォールド。
【請求項８】
請求項１記載のスキャフォールドであって、さらに、分化細胞、多分化能性幹細胞、多能性幹細胞、全能性幹細胞、自家細胞、同系細胞、同種異系細胞、骨髄幹細胞、臍帯血幹細胞、間葉細胞、胚性幹細胞、人工多能性幹細胞、上皮細胞、内皮細胞、造血細胞、免疫学的細胞、およびこれらのあらゆる組合せからなる群から選択される少なくとも１つの生物学的細胞を有する、スキャフォールド。
【請求項９】
請求項１記載のスキャフォールドにおいて、前記第一ポリマー電界紡糸繊維および前記第二ポリマー電界紡績繊維は、１：１、２：１、３：１、１：２、および１：３からなる群から選択される重量比で存在する、スキャフォールド。
【請求項１０】
請求項１記載のスキャフォールドであって、血管移植片の形を有し、前記血管移植片はコンプライアンス、破裂圧力、および縫合保持強度を有する、スキャフォールド。
【請求項１１】
請求項８記載のスキャフォールドにおいて、前記コンプライアンスは、約２％／ｍｍＨｇ〜約１４％／ｍｍＨｇである、スキャフォールド。
【請求項１２】
請求項８記載のスキャフォールドにおいて、前記破裂圧力は、約０．０１ＭＰａ〜約１０ＭＰａである、スキャフォールド。
【請求項１３】
請求項８記載のスキャフォールドにおいて、前記縫合保持強度は、約１００ｇ〜約３５００ｇである、スキャフォールド。
【請求項１４】
請求項８記載のスキャフォールドにおいて、前記血管移植片は第一端および第二端を有し、前記コンプライアンスは前記第一端から前記第二端にかけて変化する、スキャフォールド。
【請求項１５】
スキャフォールドであって、
細胞浸透速度に実質的に相当する第一分解速度を有する第一材料を有する第一ポリマー電界紡糸繊維と、
前記第一分解速度より遅い第二分解速度を有する第二材料を有する第二ポリマー電界紡糸繊維と、
を有する、スキャフォールド。
【請求項１６】
請求項１５記載のスキャフォールドにおいて、前記第一材料はポリグリコライドであり、前記第二材料はポリ（ラクチド−ｃｏ−カプロラクトン）である、スキャフォールド。
【請求項１７】
請求項１５記載のスキャフォールドにおいて、前記第一材料はポリジオキサノンであり、前記第二材料はポリ（ラクチド−ｃｏ−カプロラクトン）である、スキャフォールド。
【請求項１８】
キットであって、
第一分解速度を有する第一材料を有する第一ポリマー電界紡糸繊維、および前記第一分解速度とは異なる第二分解速度を有する第二材料を有する第二ポリマー電界紡糸繊維を有するスキャフォールドと、
シール可能パウチと、
を有する、キット。
【請求項１９】
請求項１８記載のキットにおいて、前記シール可能パウチは、少なくとも１つのフラッシュ紡糸高密度ポリエチレン繊維、ホイル成分、および乾燥剤成分を有する、キット。
【請求項２０】
請求項１８記載のキットにおいて、前記スキャフォールドが環境条件中で約２年にわたり安定である、キット。
【請求項２１】
スキャフォールドを製造する方法であって、
第一ポリマー注入システムからマンドレル上へ第一ポリマー溶液を排出させることにより、第一分解速度を有する第一ポリマー繊維を電界紡糸する工程と、
第二ポリマー注入システムから前記マンドレル上へ第二ポリマー溶液を排出させることにより、前記第一分解速度とは異なる第二分解速度を有する第二ポリマー繊維を電界紡糸する工程と、
を有する、方法。
【請求項２２】
請求項２１記載の方法において、前記第一ポリマー繊維を電界紡糸する工程および前記第二ポリマー繊維を電界紡糸する工程が同時に実施される、方法。
【請求項２３】
請求項２１記載の方法において、前記第一ポリマー溶液および前記第二ポリマー溶液は、ポリカプロラクトン、キトサン、ポリジオキサノン、ポリグリコライド、ポリ（ラクチド−ｃｏ−カプロラクトン）、ポリ（ラクチド−ｃｏ−グリコライド）、ポリ−Ｌ−ラクチド、およびこれらの組合せからなる群から独立して選択されるポリマーをそれぞれ有する、方法。
【請求項２４】
請求項２１記載の方法において、前記第一ポリマー溶液および前記第二ポリマー溶液は、アセトン、ジメチルホルムアミド、ジメチルスルホキシド、Ｎ−メチルピロリドン、Ｎ，Ｎ−ジメチルホルムアミド、Ｎアセトニトリル、ヘキサン誘導体、エーテル、ジオキサン、酢酸エチル、ピリジン、トルエン、キシレン、テトラヒドロフラン、トリフルオロ酢酸、ヘキサフルオロイソプロパノール、酢酸、ジメチルアセトアミド、クロロホルム、ジクロロメタン、水、アルコール、イオン化合物、およびこれらの組合せからなる群から独立して選択される溶剤をそれぞれ有する、方法。
【請求項２５】
創傷治癒を改善する方法であって、
第一分解速度を有する第一材料を有する第一ポリマー電界紡糸繊維、および前記第一分解速度とは異なる第二分解速度を有する第二材料を有する第二ポリマー電界紡糸繊維を有するスキャフォールドを創傷の部分に適用する工程を有する、方法。
【請求項２６】
請求項２５記載の方法であって、さらに、分化細胞、多分化能性幹細胞、多能性幹細胞、全能性幹細胞、自家細胞、同系細胞、同種異系細胞、骨髄幹細胞、臍帯血幹細胞、間葉細胞、胚性幹細胞、人工多能性幹細胞、上皮細胞、内皮細胞、造血細胞、免疫学的細胞、およびこれらのあらゆる組合せからなる群から選択される少なくとも１つの生物学的細胞で前記スキャフォールドに前播種する工程を有する、方法。
【請求項２７】
請求項２５記載の方法であって、さらに、血小板濃縮血漿、骨髄、間質血管細胞群、およびこれらの組合せからなる群から選択される処理に前記スキャフォールドを浸漬させる工程を有する、方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この出願は、２０１５年４月２９日に出願された「Ｍｕｌｔｉ−Ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ  Ｎａｎｏｆｉｂｅｒ  Ｓｃａｆｆｏｌｄｓ」と題する米国特許仮出願第６２／１５４，２８６号に対する優先権、及び同米国特許仮出願の利益を主張する。その出願の開示内容は、その全体が本参照により本明細書に組み込まれる。
【０００２】
＄２５０億を超える額が、毎年、急性及び慢性の非治癒性創傷に費やされている。このことは、効果的で高額でない創傷治癒イノベーションへの未だ満たされぬ臨床的需要を描写する。糖尿病人工単独において、患者の２５％が、切断に至るであろう足部潰瘍を発症することになる。細胞ベースの創傷包帯は、手が出ないほど高額であり、従って非治癒性創傷を有する患者にとってしばしば実行可能な選択肢ではない。
【０００３】
創傷治癒イノベーションへの需要に加え、細胞内殖を促進しつつ、天然の血管のメカニクスを効果的に擬態することが可能である人工血管移植片への需要が存在する。米国に置ける全ての死のおよそ３０％が心血管疾患（ＣＶＤ）の結果であり、米国においては毎年１４０万人の患者が動脈補綴を要する。冠状動脈及び末梢血管バイパス移植の手順は、米国においては毎年およそ６００，０００人の患者において、もっとも一般的には伏在静脈または内胸動脈で実施されている。自家血管代替物の使用は再建血管手術の分野を進歩させるのに大きな影響を与えてきたが、これらの組織源は共存症ゆえ最大で患者の２０％において不十分または利用不可能であるかもしれず、またより高齢のドナーからの移植片の再現可能性は限定的である。さらに、その採取は手術手順に、時間、コスト、及びさらなる罹患の可能性を追加する。
【０００４】
Ａｍｅｒｉｃａｎ  Ｓｏｃｉｅｔｙ  ｏｆ  Ｎｅｐｈｒｏｌｏｇｙによれば、３００，０００より多い米国人が末期腎不全（ＥＳＲＤ）を有し、生存するために人工透析に依存している。血液透析のための血管アクセスを作成するためには、動静脈（ＡＶ）瘻が一般的に構築される。しかしながら、アクセス失敗は現在、ＥＳＲＤを有する患者に関して入院の主因の１つである。感染、及び延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）から作製される移植片などの合成移植片の初期血栓症、並びにＡＶ瘻の内膜過形成が、これらの手順がより優れた成功率を有することを妨げる。現在、合成血管移植片を作製するためには、ｅＰＴＦＥ、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、及びポリウレタン（ＰＵ）が使用される。しかしながら、これらの合成物では、内皮化欠損ゆえの新生内膜過形成の形成、感染、血栓症、及び天然血管へのコンプライアンスミスマッチが問題であり、これらの材料のいずれも、直径が６ｍｍより小さい好結果の移植物を生じるのに適していることが証明されていない。
【背景技術】
【０００５】
天然の血管コンプライアンスにマッチすることは、血管移植物の重要な特質であり、移植片の機械的特性を天然血管のそれに細かく調和させる能力を要する。移植片と天然血管との間のコンプライアンスミスマッチは、血流を乱し、再循環、流分岐、及び低い壁剪断応力の区画をもたらす。低い壁剪断応力は、新生内膜過形成を刺激する、血管作用性物質の放出、遺伝子活性化、タンパク質発現、及び細胞骨格再編成を起こす。伏在静脈移植片も吻合から離れた部位で狭窄症に悩まされるが、新生内膜過形成は、自家及び補綴バイパス移植片の両者において失敗の原因とみられる。
【０００６】
ポリマー繊維は、体内で見られる物理的構造を擬態し、細胞リモデリング及び創傷治癒を促進しうる。そのような繊維で構成されるスキャフォールドは、創傷治癒、及び血管移植片適用の両者において有効でありうる。
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【０００７】
ある実施形態においては、スキャフォールドは、第一分解速度を有する第一材料を有する第一ポリマー電界紡糸繊維と、第一分解速度とは異なる第二分解速度を有する第二材料を有する第二ポリマー電界紡糸繊維とを有しうる。いくらかの実施形態においては、第一分解速度は、第二分解速度よりも高いまたは速いかもしれない。
【０００８】
別の一実施形態においては、スキャフォールドは、細胞浸透速度に実質的に相当する第一分解速度を有する第一材料を有する第一ポリマー電界紡糸繊維と、第一分解速度より遅い第二分解速度を有する第二材料を有する第二ポリマー電界紡糸繊維とを有しうる。
【０００９】
さらに別の一実施形態においては、キットは、第一分解速度を有する第一材料を有する第一ポリマー電界紡糸繊維と、前記第一分解速度とは異なる第二分解速度を有する第二材料を有する第二ポリマー電界紡糸繊維とを有するスキャフォールド、及びシール可能パウチを有しうる。
【００１０】
他の実施形態においては、スキャフォールドを製造する方法は、第一ポリマー注入システムからマンドレル上へ第一ポリマー溶液を排出させることにより、第一分解速度を有する第一ポリマー繊維を電界紡糸する工程と、第二ポリマー注入システムからマンドレル上へ第二ポリマー溶液を排出させることにより、第一分解速度とは異なる第二分解速度を有する第二ポリマー繊維を電界紡糸する工程とを有しうる。いくらかの実施形態においては、それらの電界紡糸する工程は、同時に実施されうる。
【００１１】
さらに別の一実施形態においては、創傷治癒を改善する方法は、第一分解速度を有する第一材料を有する第一ポリマー電界紡糸繊維と、第一分解速度とは異なる第二分解速度を有する第二ポリマー電界紡糸繊維とを有するスキャフォールドを、創傷の部分に適用する工程を有しうる。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１Ａ】図１Ａは、脱細胞化組織の走査電子顕微鏡画像を例証する。
【図１Ｂ】図１Ｂは、本開示に従うスキャフォールドの実施形態の走査電子顕微鏡画像を例証する。図１Ｂのスキャフォールドは、図１Ａの脱細胞化組織と多くの微小構造的類似点を共有する。
【図２Ａ】図２Ａ−Ｆは、スキャフォールドなしでの創傷の治癒を例証する。図２Ａは、第０日における創傷を例証する。
【図２Ｂ】図２Ｂは、第７日における同創傷を例証し、３３％の創傷閉鎖を有する。
【図２Ｃ】図２Ｃは、第１４日における同創傷を例証し、７８％の創傷閉鎖を有する。
【図２Ｄ】図２Ｄは、第２１日における同創傷を例証し、９７％の創傷閉鎖を有する。
【図２Ｅ】図２Ｅは、第２８日における同創傷を例証し、１００％の創傷閉鎖を有する。
【図２Ｆ】図２Ｆは、第２８における創傷の組織学を示す。組織学は、創傷のおよそ２／３のギャップを有する不完全な表皮層を示した。創傷を覆うかさぶたは豊富な好中球を有し、創傷下の繊維組織は隣接する繊維層の約２倍の厚さであった。軽度から中程度の広汎性皮下リンパ球浸潤が存在した。
【図３Ａ】図３Ａ−Ｆは、本開示に従い第０日において適用されたスキャフォールドの実施形態を伴う、創傷の治癒を例証する。図３Ａは、第０日における、スキャフォールドを伴う創傷を例証する。
【図３Ｂ】図３Ｂは、第７日における、同スキャフォールドを伴う同創傷を例証し、２８％の創傷閉鎖を有する。
【図３Ｃ】図３Ｃは、第１４日における、同スキャフォールドを伴う同創傷を例証し、９６％の創傷閉鎖を有する。
【図３Ｄ】図３Ｄは、第２１日における、同スキャフォールドを伴う同創傷を例証し、１００％の創傷閉鎖を有する。
【図３Ｅ】図３Ｅは、第２８日における、同スキャフォールドを伴う同創傷を例証し、１００％の創傷閉鎖を有する。
【図３Ｆ】図３Ｆは、第２８におけるスキャフォールドを伴う創傷の組織学を示す。組織学は、正常な厚さ及びケラチン産生を伴う、創傷部位を覆う完全な表皮層を示した。創傷下の繊維組織は、隣接する繊維層の約２倍の厚さであった。軽度から中程度の広汎性皮下リンパ球浸潤が存在した。
【図４Ａ】図４Ａ−Ｆは、高抗張力線により引き起こされた重症な下肢損傷を有するウマの治癒経過を例証する。図４Ａは、繋及び砲骨上の初期の高抗張力線創傷を例証する。
【図４Ｂ】図４Ｂは、本開示に従いスキャフォールドを適用して５週間後の、完全に治癒した両創傷を例証する。
【図４Ｃ】図４Ｃは、損傷時の繋への血管損傷を例証する。
【図４Ｄ】図４Ｄは、本開示に従いスキャフォールドで覆われた、繋への同血管損傷を例証する。
【図４Ｅ】図４Ｅは、本開示に従う繋創傷を覆うスキャフォールド上のパラフィンガーゼ包帯を例証する。
【図４Ｆ】図４Ｆは、スキャフォールドが適用されて４週間後の、繋創傷治癒を例証する。
【図５Ａ】図５Ａ−Ｅは、ヘイレーキに衝突することにより引き起こされた、大きな肩及び胴の裂傷を有するウマの治癒過程を例証する。図５Ａは、損傷時における裂傷を例証する。
【図５Ｂ】図５Ｂは、損傷時における裂傷を例証し、本開示に従い創傷に適用されたスキャフォールドを伴う。
【図５Ｃ】図５Ｃは、４週間の治癒の後の創傷を例証し、肉芽組織の再成長の証拠を伴う。
【図５Ｄ】図５Ｄは、２ヶ月（８週間）の治癒の後の創傷を例証し、上皮形成及び毛の再成長の証拠を伴う。
【図５Ｅ】図５Ｅは、５ヶ月（２０週間）の治癒の後の創傷を例証し、さらなる上皮形成及び毛の再成長を伴う。
【図６Ａ】図６Ａ−Ｆは、ラットモデルにおいてｉｎ  ｖｉｖｏで１ヶ月後の、本開示に従う血管移植片へと形成されたスキャフォールドの組織学を例証する。図６Ａ−Ｆは、内膜、中膜、外膜を伴って完成した新たな血管の再建もまた例証する。図６Ａは、Ｍａｓｓｏｎ'ｓ  Ｔｒｉｃｈｒｏｍｅでの染色を例証し、活発なＥＣＭリモデリング、コラーゲン堆積、及び生理的リモデリングを示す。
【図６Ｂ】図６Ｂは、ピクロシリウスレッド（ＰＣＲ）染色の偏光画像であり、強度なコラーゲン堆積及び組織化、並びに細繊維から太繊維への成熟を例証する。
【図６Ｃ】図６Ｃは、Ｖｅｒｈｏｅｆｆ'ｓ  Ｖａｎ  Ｇｅｉｓｏｎ（ＶＶＧ）染色を例証し、エラスチン堆積及び組織化を示す。
【図６Ｄ】図６Ｄは、Ｈａｒｔ'ｓ染色を例証し、ＶＶＧ染色結果を確認する。
【図６Ｅ】図６Ｅは、石灰化に関するＡｌｉｚａｒｉｎレッド染色を例証し、認識できる異所性石灰化は示さない。
【図６Ｆ】図６Ｆは、Ｖｏｎ  Ｋｏｓｓａ染色を例証し、石灰化の欠如を確認する。
【図７Ａ】図７Ａ−Ｆは、天然ヒツジの下大静脈（ＩＶＣ）の組織学を例証する。図７Ａは、天然ＩＶＣのＨ&Ｅ染色を例証する。
【図７Ｂ】図７Ｂは、天然ＩＶＣのＰＣＲ染色を例証する。
【図７Ｃ】図７Ｃは、天然ＩＶＣのＭａｓｓｏｎ'ｓ  Ｔｒｉｃｈｒｏｍｅ染色を例証する。
【図７Ｄ】図７Ｄは、天然ＩＶＣのＨａｒｔ'ｓ染色を例証する。
【図７Ｅ】図７Ｅは、天然ＩＶＣのＶｏｎ  Ｗｉｌｌｅｂｒａｎｄ  Ｆａｃｔｏｒ（ｖＷＦ）染色を例証する。
【図７Ｆ】図７Ｆは、天然ＩＶＣの平滑筋アクチン（ＳＭＡ）染色を例証する。
【図８Ａ】図８Ａ−Ｆは、ヒツジモデルにおけるｉｎ  ｖｉｖｏで６ヶ月後の、本開示に従う血管移植片へと形成されたスキャフォールドの組織学を例証する。図８Ａ−Ｆは、図７Ａ−Ｆにおいて示された天然ヒツジＩＶＣの組織学と比較されうる。図８Ａは、血管移植片のＨ&Ｅ染色を例証し、ポリマースキャフォールド分解、及び天然ＩＶＣを擬態する薄い新生組織形成を示す。
【図８Ｂ】図８Ｂは、血管移植片のＰＣＲ染色を例証し、天然ＩＶＣを擬態する成熟コラーゲン形成を示す。
【図８Ｃ】図８Ｃは、血管移植片のＭａｓｓｏｎ'ｓ  Ｔｒｉｃｈｒｏｍｅ染色を例証し、天然ＩＶＣを擬態する成熟コラーゲン形成を示す。
【図８Ｄ】図８Ｄは、血管移植片のＨａｒｔ'ｓ染色を例証し、天然ＩＶＣを擬態する方向付けられたエラスチンを示す。
【図８Ｅ】図８Ｅは、血管移植片のｖＷＦ染色を例証し、完全な内皮裏打ちを示す。
【図８Ｆ】図８Ｆは、血管移植片のＳＭＡ染色を例証し、天然ＩＶＣを擬態する方向付けられた平滑筋層を示す。
【図９Ａ】図９Ａは、天然ＩＶＣのエラスチン含量と、ヒツジモデルにおけるｉｎ  ｖｉｖｏで６ヶ月後の、本開示に従う血管移植片へと形成されたスキャフォールドとの比較を例証する。
【図９Ｂ】図９Ｂは、天然ＩＶＣのコラーゲン含量と、ヒツジモデルにおけるｉｎ  ｖｉｖｏで６ヶ月後の、本開示に従う血管移植片へと形成されたスキャフォールドとの比較を例証する。天然ＩＶＣとスキャフォールドとの間の、類似するエラスチン及びコラーゲン含量は、図９Ａ及び９Ｂに例証される通り、スキャフォールドの完全に機能的な新生血管へのリモデリングを示す。
【図１０】図１０は、本開示に従い血管移植片へと形成されたスキャフォールドについての％／ｍｍＨｇでのコンプライアンス値（「ＰＬＣＬ＋ＰＧＡ」と標識）を、ヒト頸動脈、及び様々な市販の合成血管移植片との比較で例証する。エラーバーは、標準偏差を表わす。
【図１１】図１１は、本開示に従い血管移植片へと形成されたスキャフォールドについてのＭＰａでの破裂圧力（「ＰＬＣＬ＋ＰＧＡ」と標識）を、ヒト頸動脈、及び様々な市販の合成血管移植片との比較で例証する。エラーバーは、標準偏差を表わす。
【図１２】図１２は、本開示に従い血管移植片へと形成されたスキャフォールドについての力（ｇ）での移植片縫合保持強度（「ＰＬＣＬ＋ＰＧＡ」と標識）を、ヒト頸動脈、ヒト伏在静脈、及び様々な市販の合成血管移植片との比較で例証する。エラーバーは、標準偏差を表わす。
【図１３Ａ】図１３Ａは、本開示に従う、電界紡糸後かつ分解前の、ポリグリコライド（ＰＧＡ）及びポリ（ラクチド−ｃｏ−カプロラクトン）（ＰＬＣＬ）を有するスキャフォールドの、走査電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像である。
【図１３Ｂ】図１３Ｂは、３７℃にてＰＢＳ中で１週間後の同スキャフォールドを例証し、１週間以内のＰＧＡ繊維の分解を示す。
【図１４】図１４は、３７℃にてＰＢＳ中における、様々なポリマー組合せの繊維の、引張強度（ＵＴＳ）の下落を例証する。ＰＧＡ繊維は約１週間以内に分解し、ポリジオキサノン（ＰＤＯ）繊維は約４週間以内に分解し、ＰＬＣＬ／ＰＤＯ繊維は約８週間以内に分解し、ＰＬＣＬ／ＰＧＡ繊維は約１２週間以内に分解し、またＰＬＣＬ繊維は約２４週間以内に分解する。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
本組成物及び方法が開示される前に、工程、組成物、または方法は変化しうるため、この発明は、開示される特定の工程、組成物、または方法に限定されないことが理解されるべきである。開示において使用される用語が、特定のバージョンまたは実施形態を開示する目的のみのためであり、本発明の範囲を限定することを意図せず、本発明の範囲は添付の特許請求の範囲によってのみ限定されることになることもまた理解されるべきである。別に定義されない限り、本明細書において使用される全ての技術的及び科学的用語は、当業者により一般的に理解されるのと同じ意味を有する。本明細書において開示されるのと類似または同等のあらゆる方法及び材料が、本発明の実施形態の実施または試験において使用されうるが、好ましい方法、装置、及び材料が以下では開示される。本明細書において言及される全ての刊行物は、その全体が本参照により組み込まれる。本明細書におけるいかなるものも、先行発明のせいで本発明がそのような開示に先行する権利がないという承認として解釈されるべきではない。
【００１４】
本明細書において及び添付の特許請求の範囲において使用される単数形「ａ」、「ａｎ」、及び「ｔｈｅ」は、文脈が明らかに別に規定しない限り、複数の言及を含むこともまた特筆されなければならない。従って、例えば、「繊維」への言及は、１つまたはそれより多い「繊維」及び当業者に既知であるその同等物への言及である、などである。
【００１５】
本明細書において使用される用語「約」及び「およそ」は、使用される数字の数値のプラスまたはマイナス１０％を意味する。従って、約４０％は、３０％−５０％の範囲にあることを意味する。
【００１６】
本明細書において使用される用語「動物」、「患者」、及び「対象」は、ヒト、並びに野生動物、飼育動物、及び家畜などの非ヒト脊椎動物を含むがこれらに限定されない。いくらかの実施形態においては、用語「動物」、「患者」、「対象」は、ヒトを指しうる。
【００１７】
電界紡糸繊維
電界紡糸は、ポリマー溶液を繊維へと加工するために使用されうる方法である。生じる繊維の直径がナノメートルスケールにある実施形態においては、その繊維はナノ繊維と呼ばれうる。繊維は、マンドレルまたはコレクターなどの様々な受け面を使用することにより、様々な形へと形成されうる。いくらかの実施形態においては、パッチなどの平坦形のシートもしくはシート様繊維鋳物、または繊維スキャフォールドは、実質的に丸いまたは円筒状のマンドレルを使用し、生じる繊維鋳物を切断して巻きを解くことでシートを形成することにより形成されうる。生じる繊維鋳物または形は、生物学的構造物の修復または置換を含む多くの応用において使用されうる。いくらかの実施形態においては、生じる繊維スキャフォールドは、生物学的生物またはその一部中へと移植されうる。別の実施形態においては、生じる繊維スキャフォールドは、創傷もしくはその一部上に配置され、または創傷もしくはその一部に固定されうる。
【００１８】
電界紡糸方法には、ポリマー注入システムとマンドレルとの間に高いＤＣ電圧ポテンシャルを適用することにより、ポリマー溶液から繊維を紡糸する工程が関与しうる。いくらかの実施形態においては、１つまたはそれより多い電荷が、電界紡糸システムの１つまたはそれより多い構成要素に適用されうる。いくらかの実施形態においては、電荷は、マンドレル、ポリマー注入システム、またはそれらの組合せもしくは部分に適用されうる。理論に拘束されることは望まないが、ポリマー溶液がポリマー注入システムから排出される際に、電荷への露出ゆえ、ポリマー溶液が不安定化させられると考えられている。不安的化された溶液はそれから、帯電しているマンドレルに引きつけられうる。不安定化溶液がポリマー注入システムからマンドレルへと移動する際、その溶液が蒸発してもよく、ポリマーは引き延ばされてもよく、マンドレル上に堆積する長い細繊維を残す。ポリマー溶液は、ポリマー注入システムから排出され電荷に露出させられる際に、Ｔａｙｌｏｒコーンを形成しうる。
【００１９】
いくらかの実施形態においては、ときに「共紡糸」と呼ばれる工程において、１つよりも多いポリマー溶液から同じマンドレル上に１つよりも多いポリマー繊維が同時に電界紡糸されうる。
【００２０】
ポリマー注入システム
ポリマー注入システムは、注入システムからマンドレルへのポリマー溶液の流れを許容するように、いくらかの量のポリマー溶液を大気中に排出するように構成される、あらゆるシステムを含みうる。いくらかの実施形態においては、ポリマー注入システムは、制御された体積流量で、繊維へと形成されることになるポリマー溶液の連続または線状流を送達しうる。他の実施形態においては、ポリマー注入システムは、繊維へと形成されることになるポリマー溶液の可変流を送達しうる。さらに別の実施形態においては、ポリマー注入システムは、複数の繊維へと形成されることになるポリマー溶液の断続流を送達するように構成されうる。いくらかの実施形態においては、ポリマー注入システムは、手動または自動制御下のシリンジを含みうる。いくらかの実施形態においては、ポリマー注入システムは、個別または複合の手動または自動制御下の、複数のシリンジ、及び複数の針または針様構成要素を含みうる。いくらかの実施形態においては、複数シリンジポリマー注入システムは、各シリンジが同じポリマー溶液を含有して、複数のシリンジ、及び複数の針または針様構成要素を含みうる。いくらかの実施形態においては、複数シリンジポリマー注入システムは、各シリンジが異なるポリマー溶液を含有して、複数のシリンジ、及び複数の針または針様構成要素を含みうる。他の実施形態においては、ポリマー注入システムは、第一ポリマー注入システム、第二ポリマー注入システム、第三ポリマー注入システム、及び以下同様などの、１つまたはそれより多いポリマー注入システムを有しうる。いくらかの実施形態においては、電荷が、ポリマー注入システムに、またはその一部に適用されうる。いくらかの実施形態においては、電荷は、ポリマー注入システムの針または針様構成要素に適用されうる。
【００２１】
いくらかの実施形態においては、ポリマー溶液は、約５ｍＬ／ｈと比べて小さいまたは等しい流速にて、ポリマー注入システムから排出されうる。別の実施形態においては、ポリマー溶液は、約０．０１ｍＬ／ｈから約５０ｍＬ／ｈの範囲にある流速にて、ポリマー注入システムから排出されうる。ポリマー溶液がポリマー注入システムから排出される流速は、非限定的な例において、約０．０１ｍＬ／ｈ、約０．０５ｍＬ／ｈ、約０．１ｍＬ／ｈ、約０．５ｍＬ／ｈ、約１ｍＬ／ｈ、約２ｍＬ／ｈ、約３ｍＬ／ｈ、約４ｍＬ／ｈ、約５ｍＬ／ｈ、約６ｍＬ／ｈ、約７ｍＬ／ｈ、約８ｍＬ／ｈ、約９ｍＬ／ｈ、約１０ｍＬ／ｈ、約１１ｍＬ／ｈ、約１２ｍＬ／ｈ、約１３ｍＬ／ｈ、約１４ｍＬ／ｈ、約１５ｍＬ／ｈ、約１６ｍＬ／ｈ、約１７ｍＬ／ｈ、約１８ｍＬ／ｈ、約１９ｍＬ／ｈ、約２０ｍＬ／ｈ、約２１ｍＬ／ｈ、約２２ｍＬ／ｈ、約２３ｍＬ／ｈ、約２４ｍＬ／ｈ、約２５ｍＬ／ｈ、約２６ｍＬ／ｈ、約２７ｍＬ／ｈ、約２８ｍＬ／ｈ、約２９ｍＬ／ｈ、約３０ｍＬ／ｈ、約３１ｍＬ／ｈ、約３２ｍＬ／ｈ、約３３ｍＬ／ｈ、約３４ｍＬ／ｈ、約３５ｍＬ／ｈ、約３６ｍＬ／ｈ、約３７ｍＬ／ｈ、約３８ｍＬ／ｈ、約３９ｍＬ／ｈ、約４０ｍＬ／ｈ、約４１ｍＬ／ｈ、約４２ｍＬ／ｈ、約４３ｍＬ／ｈ、約４４ｍＬ／ｈ、約４５ｍＬ／ｈ、約４６ｍＬ／ｈ、約４７ｍＬ／ｈ、約４８ｍＬ／ｈ、約４９ｍＬ／ｈ、約５０ｍＬ／ｈ、または端点を含むこれらの値のうちのあらゆる２つの値の間のあらゆる範囲でありうる。
【００２２】
ポリマー溶液がポリマー注入システムからマンドレル方向へと移動する際、生じる繊維の直径は、約０．１μｍから約１０μｍの範囲にありうる。電界紡糸繊維の直径のいくらかの非限定的な例は、約０．１μｍ、約０．２μｍ、約０．５μｍ、約１μｍ、約２μｍ、約５μｍ、約１０μｍ、約２０μｍ、または端点を含むこれらの値のうちのあらゆる２つの値の間の範囲を含みうる。
【００２３】
ポリマー溶液
いくらかの実施形態においては、ポリマー注入システムは、ポリマー溶液で満たされうる。いくらかの実施形態においては、ポリマー溶液は、１つまたはそれより多いポリマーを有しうる。いくらかの実施形態においては、ポリマー溶液は、熱の適用によりポリマー液へと形成される流体でありうる。ポリマー溶液は、限定することなく、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリエステル、ポリメチルメタクリレート、ポリアクリロニトリル、シリコン、ポリウレタン、ポリカーボネート、ポリエーテルケトンケトン、ポリエーテルエーテルケトン、ポリエーテルイミド、ポリアミド、ポリスチレン、ポリエーテルスルホン、ポリスルホン、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）、ポリビニルアセテート（ＰＶＡｃ）、ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリグリコライド（ＰＧＡ）、ポリグリセロールセバシン酸、ポリジオールクエン酸、ポリヒドロキシブチル酸、ポリエーテルアミド、ポリジアキサノン（ＰＤＯ）、ポリ（ラクチド−ｃｏ−カプロラクトン）（ＰＬＣＬ）、ポリ（ラクチド−ｃｏ−グリコライド）、ポリ−Ｌ−ラクチド、及びこれらの組合せまたは誘導体などの、合成または半合成ポリマーを含みうる。電界紡糸のために使用されうる代替的ポリマー溶液は、フィブロネクチン、コラーゲン、ゼラチン、ヒアルロン酸、キトサン、またはこれらの組合せなどの、天然ポリマーを含みうる。ポリマー溶液は、あらゆる組合せまたは組成比で、合成ポリマー及び天然起源のポリマーの組合せもまた含みうると理解されうる。いくらかの非限定的な例においては、ポリマー溶液は、例えば、約１０％から約９０％の、ポリエチレンテレフタレート対ポリウレタンの重量パーセント比を有しうる。そのような重量パーセント比の非限定的な例は、１０％、２５％、３３％、５０％、６６％、７５％、９０％、または端点を含むこれらの値のうちのあらゆる２つの値の間の範囲を含みうる。
【００２４】
いくらかの実施形態においては、ポリマー溶液は、１つまたはそれより多い溶剤を有しうる。いくらかの実施形態においては、溶剤は、例えば、アセトン、ジメチルホルムアミド、ジメチルスルホキシド、Ｎ−メチルピロリドン、Ｎ，Ｎ−ジメチルホルムアミド、Ｎアセトニトリル、ヘキサン誘導体、エーテル、ジオキサン、酢酸エチル、ピリジン、トルエン、キシレン、テトラヒドロフラン、トリフルオロ酢酸、ヘキサフルオロイソプロパノール、酢酸、ジメチルアセトアミド、クロロホルム、ジクロロメタン、水、アルコール、イオン化合物、またはこれらの組合せを有しうる。１つの溶剤または複数の溶剤中の１つのポリマーまたは複数のポリマーの濃度範囲は、限定することなく、約１ｗｔ％から約５０ｗｔ％でありうる。溶液中のポリマー濃度のいくらかの非限定的な例は、約１ｗｔ％、３ｗｔ％、５ｗｔ％、約１０ｗｔ％、約１５ｗｔ％、約２０ｗｔ％、約２５ｗｔ％、約３０ｗｔ％、約３５ｗｔ％、約４０ｗｔ％、約４５ｗｔ％、約５０ｗｔ％、または端点を含むこれらの値のうちのあらゆる２つの値の間の範囲を含みうる。
【００２５】
いくらかの実施形態においては、ポリマー溶液は、追加の材料もまた含みうる。そのような追加の材料の非限定的な例は、放射線不透過性材料、コントラスト剤、導電性材料、蛍光材料、発光性材料、抗生剤、成長因子、ビタミン、サイトカイン、ステロイド、抗炎症性薬、小分子、糖、塩、ペプチド、タンパク質、細胞因子、ＤＮＡ、ＲＮＡ、もしくは非侵害性イメージングを補助するためのあらゆる他の材料、またはこれらのあらゆる組合せを含みうる。いくらかの実施形態においては、放射性透過性材料は、例えば、バリウム、タンタル、タングステン、ヨウ素、ガドリニウム、金、白金、ビスマス、または酸化ビスマス（ＩＩＩ）を含みうる。いくらかの実施形態においては、導電性材料は、例えば、金、銀、鉄、またはポリアニリンを含みうる。
【００２６】
いくらかの実施形態においては、ポリマー溶液中に、約１ｗｔ％から約５００ｗｔ％の量で追加の材料が存在しうる。いくらかの非限定的な例においては、その追加の材料は、約１ｗｔ％、約５ｗｔ％、約１０ｗｔ％、約１５ｗｔ％、約２０ｗｔ％、約２５ｗｔ％、約３０ｗｔ％、約３５ｗｔ％、約４０ｗｔ％、約４５ｗｔ％、約５０ｗｔ％、約５５ｗｔ％、約６０ｗｔ％、約６５ｗｔ％、約７０ｗｔ％、約７５ｗｔ％、約８０ｗｔ％、約８５ｗｔ％、約９０ｗｔ％、約９５ｗｔ％、約１００ｗｔ％、約１２５ｗｔ％、約１５０ｗｔ％、約１７５ｗｔ％、約２００ｗｔ％、約２２５ｗｔ％、約２５０ｗｔ％、約２７５ｗｔ％、約３００ｗｔ％、約３２５ｗｔ％、約３５０ｗｔ％、約３７５ｗｔ％、約４００ｗｔ％、約４２５ｗｔ％、約４５０ｗｔ％、約４７５ｗｔ％、約５００ｗｔ％、または端点を含むこれらのあらゆる２つの値の間のあらゆる範囲の量で、ポリマー溶液中に存在しうる。
【００２７】
ポリマー溶液中のポリマーの種類は、電界紡糸繊維の特徴を決定しうる。いくらかの繊維は、移植される際、生体安定性であり、かつ吸収性または生分解性ではないポリマーで構成されうる。そのような繊維は、移植されたままである期間にわたり、一般的に化学的に不変のままでありうる。あるいは、繊維は、時間と共に吸収または生分解されうるポリマーで構成されうる。
【００２８】
いくらかの実施形態においては、ポリマー電界紡糸繊維は、分解速度を有しうる。分解速度は、いくつもの方法で定義されうる。それは、例えば、繊維が体組織または体液に露出される場合に完全に分解するのにかかる時間量による定義を含む。そのような実施形態においては、分解速度は、例えば、約１日から約２４ヶ月でありうる。繊維が体組織または体液に露出される場合に完全に分解するのにかかる時間量の観点での分解速度のいくらかの非限定的な例は、約１日、約２日、約３日、約４日、約５日、約６日、約７日、約８日、約９日、約１０日、約１１日、約１２日、約１３日、約１４日、約１５日、約１６日、約１７日、約１８日、約１９日、約２０日、約２１日、約２２日、約２３日、約２４日、約２５日、約２６日、約２７日、約２８日、約２９日、約３０日、約１ヶ月、約１．５ヶ月、約２ヶ月、約２．５ヶ月、約３ヶ月、約３．５ヶ月、約４ヶ月、約４．５ヶ月、約５ヶ月、約５．５ヶ月、約６ヶ月、約６．５ヶ月、約７ヶ月、約７．５ヶ月、約８ヶ月、約８．５ヶ月、約９ヶ月、約９．５ヶ月、約１０ヶ月、約１０．５ヶ月、約１１ヶ月、約１１．５ヶ月、約１２ヶ月、約１２．５ヶ月、約１３ヶ月、約１３．５ヶ月、約１４ヶ月、約１４．５ヶ月、約１５ヶ月、約１５．５ヶ月、約１６ヶ月、約１６．５ヶ月、約１７ヶ月、約１７．５ヶ月、約１８ヶ月、約１８．５ヶ月、約１９ヶ月、約１９．５ヶ月、約２０ヶ月、約２０．５ヶ月、約２１ヶ月、約２１．５ヶ月、約２２ヶ月、約２２．５ヶ月、約２３ヶ月、約２３．５ヶ月、約２４ヶ月、または端点を含むこれらの値のあらゆる２つの値の間のあらゆる範囲の量を含む。
【００２９】
別の実施形態においては、ポリマー電界紡糸繊維の分解速度は、例えば、時間、日、週、または月などの単位時間あたりの、繊維質量損失量により定義されうる。さらに別の実施形態においては、ポリマー電界紡糸繊維の分解速度は、例えば、単位時間あたりの繊維強度の損失により定義されうる。測定される強度の損失は、例えば、繊維の引張強度（ＵＴＳ）でありうる。そのような実施形態においては、分解速度は、例えば、１週間で２５％のＵＴＳ損失、２週間で５０％のＵＴＳ損失、４週間で１００％のＵＴＳ損失、等々として表現されうる。例えば、ＰＧＡは約１週間で１００％の強度損失を有してもよく、ＰＤＯは約４週間で１００％の強度損失を有してもよく、またＰＬＣＬは約２４週間で１００％の強度損失を有してもよい。
【００３０】
本明細書において開示される繊維は、器官及び／または組織の修復または置換のための、初期のテンプレートまたはスキャフォールドとして振る舞いうる。これらの器官または組織のテンプレートまたはスキャフォールドは、組織または器官がいったん天然の構造及び細胞により置換または修復されると、ｉｎ  ｖｉｖｏで分解しうる。ポリマー溶液及びその結果生じる電界紡糸繊維は１種類よりも多いポリマーで構成されうること、またその各ポリマーが、特定の分解速度において生体安定性または生分解性などの特定の特徴を有しうることが、さらに理解されうる。
【００３１】
電界紡績構成要素への電荷の適用
電界紡糸システムにおいては、例えば、マンドレルもしくはポリマー注入システム、またはそれらの一部などの、１つもしくはそれより多い構成要素、または構成要素の一部に、１つまたはそれよい多い電荷が適用されうる。いくらかの実施形態においては、正電荷が、ポリマー注入システムまたはその一部に適用されうる。いくらかの実施形態においては、負電荷が、ポリマー注入システムまたはその一部に適用されうる。いくらかの実施形態においては、ポリマー注入システムまたはその一部は、アースされていうる。いくらかの実施形態においては、正電荷が、マンドレルまたはその一部に適用されうる。いくらかの実施形態においては、負電荷が、マンドレルまたはその一部に適用されうる。いくらかの実施形態においては、マンドレルまたはその一部は、アースされていうる。いくらかの実施形態においては、１つもしくはそれより多い構成要素、またはその一部が、同じ電荷を受けうる。いくらかの実施形態においては、１つもしくはそれより多い構成要素、またはその一部が、１つまたはそれより多い異なる電荷を受けうる。
【００３２】
電界紡糸システムのあらゆる構成要素またはその一部に適用される電荷は、端点を含んで約−１５ｋＶから約３０ｋＶでありうる。いくらかの非限定的な例においては、電界紡糸システムのあらゆる構成要素またはその一部に適用される電荷は、約−１５ｋＶ、約−１０ｋＶ、約−５ｋＶ、約−３ｋＶ、約−１ｋＶ、約−０．０１ｋＶ、約０．０１ｋＶ、約１ｋＶ、約５ｋＶ、約１０ｋＶ、約１２ｋＶ、約１５ｋＶ、約２０ｋＶ、約２５ｋＶ、約３０ｋＶ、または端点を含むこれらの値のあらゆる２つの値の間のあらゆる範囲でありうる。いくらかの実施形態においては、電界紡糸システムのあらゆる構成要素、またはその一部が、アースされていうる。
【００３３】
電界紡糸の間のマンドレルの動き
電界紡糸の間には、いくらかの実施形態においては、マンドレルが、ポリマー注入システムに対して動きうる。いくらかの実施形態においては、ポリマー注入システムが、マンドレルに対して動きうる。一つの電界紡糸構成要素の別の電界紡糸構成要素に対する動きは、例えば、実質的に回転的、実質的に並進的、またはそれらのあらゆる組合せでありうる。いくらかの実施形態においては、電界紡糸システムの一つまたはそれより多い構成要素は、手動制御下で動きうる。いくらかの実施形態においては、電界紡糸システムの一つまたはそれより多い構成要素は、自動制御下で動きうる。いくらかの実施形態においては、マンドレルは、一つもしくはそれより多いモーターまたは運動制御システムを使用して移動させられうる支持構造と接触していてもよく、あるいはその支持構造上に据えられていてもよい。マンドレル上に堆積させられる電界紡糸繊維のパターンは、ポリマー注入システムに対するマンドレルの、一つまたはそれより多い運動に依存しうる。いくらかの実施形態においては、マンドレル表面は、その長軸まわりに回転するように構成されうる。一つの非限定的な例においては、線型軸沿いの並進速度よりも速い長軸まわりの回転速度を有するマンドレルは、ほぼ螺旋形の電界紡糸繊維堆積をもたらし、マンドレルまわりに巻線を形成しうる。別の一例においては、回転軸まわりの回転速度よりも速い線型軸沿いの並進速度を有するマンドレルは、マンドレルの線型領域に沿って、大まかには線型の電界紡糸堆積をもたらしうる。
【００３４】
多成分系電界紡糸繊維スキャフォールド
いくらかの実施形態においては、各材料が上で開示されたような異なる分解速度を有する、二つまたはそれより多い異なる材料をスキャフォールドが有することは、スキャフォールドにとって有利でありうる。それは、そのようなスキャフォールドにおいては、適切な分解速度を有する適切な第一及び第二材料を選択することによって、スキャフォールドのｉｎ  ｖｉｖｏでの分解速度が選択的に制御されうるためである。いくらかの実施形態においては、ｉｎ  ｖｉｖｏで速く分解してスキャフォールド中への細胞内殖または浸潤を促進するスキャフォールド空隙を生じさせるような、比較的高いまたは速い分解速度を有する第一材料を含めることは、有利でありうる。第二材料がｉｎ  ｖｉｖｏでよりゆっくり分解し、新たに浸潤した細胞による新しい細胞外マトリックスの形成及び発達を支持するスキャフォールドを提供するような、第一分解速度よりも遅いまたは低い分解速度を有する第二材料を含めることもまた、有利でありうる。そのようなスキャフォールドは、創傷治癒を促進するのにとくに有利でありうる。
【００３５】
いくらかの実施形態においては、スキャフォールドは、第一材料を有する第一ポリマー電界紡糸繊維と、第二材料を有する第二ポリマー電界紡糸繊維とを有しうる。第一材料は、上で開示されたような第一分解速度を有してもよく、また第二材料は第二分解速度を有しうる。いくらかの実施形態においては、第一及び第二分解速度は、互いに異なりうる。第一分解速度は、例えば、第二分解速度よりも高く（または速く）てもよく、あるいは第二速度よりも低く（または遅く）てもよい。分解速度は、本明細書において開示されるあらゆる速度であってもよく、あるいは当技術分野において既知の速度と同等のあらゆる速度であってもよい。いくらかの実施形態においては、第一材料は約１週間の第一分解速度を有してもよく（つまり、ｉｎ  ｖｉｖｏで約１週間後には第一材料の１００％が分解されている）、また第二材料は約４ヶ月の第二分解速度を有してもよい（つまり、ｉｎ  ｖｉｖｏで約４ヶ月後には第二材料の１００％が分解されている）。細胞浸潤が起こる速度に相関する速度で第一材料が分解しうる（つまり、所与の期間をかけて失われる第一材料の量が、同じ期間をかけてスキャフォールドに浸潤する細胞材料の量と直接的に相関する）ため、これらの分解速度は創傷治癒適用においてとくに効果的でありうる。第一材料の比較的迅速な分解は、さらなる細胞浸潤を促進するのに適切なサイズを有する空隙を、スキャフォールド内に生じうる。次に、第二材料は、新たに浸潤する細胞に構造的安定性を提供することを許容する速度で分解しうる。こうして、第二材料は、浸潤した細胞がそれ自身の細胞外マトリックスを形成するのを促進するように機械的積載物を移動させるのに十分に長くｉｎ  ｖｉｖｏで残存したままであり、最終的には治癒した組織の長期的機能に貢献する。
【００３６】
スキャフォールドの第一及び第二材料は、本明細書において開示されるあらゆるポリマー、または当技術分野において既知であるあらゆる同等物を有しうる。一実施形態においては、第一材料はポリグリコライド（ＰＧＡ）を有し、また第二材料はポリ（ラクチド−ｃｏ−カプロラクトン）（ＰＬＣＬ）を有する。別の一実施形態においては、第一材料はポリジオキサノン（ＰＤＯ）を有し、また第二材料はＰＬＣＬを有する。いくらかの実施形態においては、ｉｎ  ｖｉｖｏで約１週間以内に分解し、材料自身の分解速度に相関する速度で細胞がスキャフォールドに浸潤することを許容するため、ＰＧＡが有用でありうる。他の実施形態においては、類似する理由で、ＰＤＯはが有用でありうる。いくらかの実施形態においては、ＰＬＣＬは、ｉｎ  ｖｉｖｏで約４ヶ月以内に分解し、これが、新たに形成する細胞外マトリックスに械的積載物及び力を適切に移動させうる、治癒中の創傷のための比較的弾性のスキャフォールドを許容し、組織化された組織構造へ細胞がリモデリングすることを許容するため、有用でありうる。
【００３７】
いくらかの実施形態においては、第一材料は、第二材料の第二分解速度と比較して約２倍から約５２倍高いまたは速い第一分解速度を有しうる。第一材料の分解速度は、例えば、第二材料の分解速度より約２倍高く、第二材料の分解速度より約３倍高く、第二材料の分解速度より約４倍高く、第二材料の分解速度より約５倍高く、第二材料の分解速度より約６倍高く、第二材料の分解速度より約７倍高く、第二材料の分解速度より約８倍高く、第二材料の分解速度より約９倍高く、 第二材料の分解速度より約１０倍高く、第二材料の分解速度より約１１倍高く、第二材料の分解速度より約１２倍高く、第二材料の分解速度より約１３倍高く、第二材料の分解速度より約１４倍高く、第二材料の分解速度より約１５倍高く、第二材料の分解速度より約１６倍高く、第二材料の分解速度より約１７倍高く、第二材料の分解速度より約１８倍高く、第二材料の分解速度より約１９倍高く、第二材料の分解速度より約２０倍高く、第二材料の分解速度より約２１倍高く、第二材料の分解速度より約２２倍高く、第二材料の分解速度より約２３倍高く、第二材料の分解速度より約２４倍高く、第二材料の分解速度より約２５倍高く、第二材料の分解速度より約２６倍高く、第二材料の分解速度より約２７倍高く、第二材料の分解速度より約２８倍高く、第二材料の分解速度より約２９倍高く、第二材料の分解速度より約３０倍高く、第二材料の分解速度より約３１倍高く、第二材料の分解速度より約３２倍高く、第二材料の分解速度より約３３倍高く、第二材料の分解速度より約３４倍高く、第二材料の分解速度より約３５倍高く、第二材料の分解速度より約３６倍高く、第二材料の分解速度より約３７倍高く、第二材料の分解速度より約３８倍高く、第二材料の分解速度より約３９倍高く、第二材料の分解速度より約４０倍高く、第二材料の分解速度より約４１倍高く、第二材料の分解速度より約４２倍高く、第二材料の分解速度より約４３倍高く、第二材料の分解速度より約４４倍高く、第二材料の分解速度より約４５倍高く、第二材料の分解速度より約４６倍高く、第二材料の分解速度より約４７倍高く、第二材料の分解速度より約４８倍高く、第二材料の分解速度より約４９倍高く、第二材料の分解速度より約５０倍高く、第二材料の分解速度より約５１倍高く、第二材料の分解速度より約５２倍高く、または端点を含むこれらの値のあらゆる２つの値の間のあらゆる範囲でありうる。
【００３８】
いくらかの実施形態においては、第一ポリマー電界紡糸繊維及び第二ポリマー電界紡糸背には、ある重量比で存在しうる。いくらかの例においては、その重量比は、例えば、約１：１、約２：１、約３：１、約１：２、約１：３、または端点を含むこれらの値のあらゆる２つの値の間のあらゆる範囲でありうる。好ましい実施形態においては、重量比は、約１：１でありうる。
【００３９】
一定の実施形態においては、第一ポリマー電界紡糸繊維はポリマー電界紡糸繊維の第一層を有してもよく、第二ポリマー電界紡糸繊維はポリマー電界紡糸繊維の第二層を有してもよい。いくらかの実施形態においては、本明細書において開示されるスキャフォールドは、各層が単一材料を有する、あるいは各層が１つよりも多い材料を有する、ポリマー電界紡糸繊維の複数の層を有しうる。いくらかの実施形態においては、第一層は、例えばＰＧＡ電界紡糸繊維を有する層であってもよく、第二層は、例えばＰＬＣＬ電界紡糸繊維を有する層であってもよい。スキャフォールドは、約１層、約２層、約３層、約４層、約４層、及び以下同様を含む、あらゆる数の層を有しうる。
【００４０】
いくらかの実施形態においては、スキャフォールドは、少なくとも１つの生物学的細胞をさらに有しうる。いくらかの例においては、その生物学的細胞は、分化細胞、多分化能性幹細胞、多能性幹細胞、全能性幹細胞、自家細胞、同系細胞、同種異系細胞、骨髄幹細胞、臍帯血幹細胞、間葉細胞、胚性幹細胞、人工多能性幹細胞、上皮細胞、内皮細胞、造血細胞、免疫学的細胞、及びこれらのあらゆる組合せでありうる。
【００４１】
上で開示されたように、いくらかの実施形態においては、スキャフォールドは、細胞浸潤速度に実質的に相当する第一分解速度を有する第一材料を有する第一ポリマー電界紡糸繊維と、第一分解速度よりも遅い第二分解速度を有する第二材料を有する第二ポリマー電界紡糸繊維とを有しうる。他の実施形態においては、スキャフォールドは、細胞浸潤速度に実質的に相当する第一分解速度を有する第一材料を有する第一ポリマー電界紡糸繊維と、第一分解速度よりも速い第二分解速度を有する第二材料を有する第二ポリマー電界紡糸繊維とを有しうる。
【００４２】
本開示は、本明細書において開示されるスキャフォールドと、シール可能パウチとを有するキットを、さらに思索する。いくらかのそのような実施形態においては、そのシール可能パウチは、一つまたはそれより多い乾燥剤成分と、ホイル成分と、例えば市販のＴＹＶＥＫなどの少なくとも一つのフラッシュ紡糸高密度ポリエチレン繊維とを有する。とくに将来での使用のために棚上または移動ケアユニット中などにスキャフォールドがおそらく貯蔵されるであろう場合には、スキャフォールドを保存するためにこれらの要素のあらゆる組合せが使用されうる。いくらかの実施形態においては、キット内のスキャフォールドは、約２年にわたり環境条件中で安定でありうる。
【００４３】
本明細書において開示されるスキャフォールドを製造する方法は、第一ポリマー注入システムからマンドレル上へ第一ポリマー溶液を排出させることにより、第一分解速度を有する第一ポリマーを電界紡糸する工程と、第二ポリマー注入システムからそのマンドレル上へ第二ポリマー溶液を排出させることにより、第一分解速度とは異なる第二分解速度を有する第二ポリマーを電界紡糸する工程とを有しうる。いくらかの実施形態においては、 時に「共紡糸」と呼ばれるプロセスにおいて、その方法の二つの電界紡糸する工程は同時に実施されうる。
【００４４】
上で開示されたように、創傷治癒を改善する方法は、第一分解速度を有する第一材料を有する第一ポリマー電界紡糸繊維と、第一分解速度とは異なる第二分解速度を有する第二材料を有する第二ポリマー電界紡糸繊維とを有するスキャフォールドを、創傷の部分に適用する工程を有しうる。いくらかの場合においては、創傷の部分は、創傷全体を有しうる。いくらかの実施形態においては、創傷治癒を改善する方法は、分化細胞、多分化能性幹細胞、多能性幹細胞、全能性幹細胞、自家細胞、同系細胞、同種異系細胞、骨髄幹細胞、臍帯血幹細胞、間葉細胞、胚性幹細胞、人工多能性幹細胞、上皮細胞、内皮細胞、造血細胞、免疫学的細胞、及びこれらのあらゆる組合せからなる群から選択される少なくとも１つの生物学的細胞で、スキャフォールドに前播種する工程をさらに有しうる。いくらかの実施形態においては、創傷治癒を改善する方法は、スキャフォールドを処理に浸漬させる工程をさらに有しうる。その処理は、例えば、血小板濃縮血漿、骨髄、間質血管細胞群、及びこれらのあらゆる組合せ、または当技術分野において既知であるあらゆるそれらの同等物を有しうる。いくらかの実施形態においては、創傷治癒を改善する方法は、創傷の部分にスキャフォールドを縫合する工程をさらに有しうる。他の実施形態においては、創傷治癒を改善する方法は、スキャフォールドが適用された後に創傷の部分を包帯する工程をさらに有しうる。
【００４５】
多成分系血管移植片
本明細書において使用される用語「コンプライアンス」は、適用された力にかけられた際の材料の変形の程度を指す。一実施形態においては、「コンプライアンス」は、張力対材料のストレスの比として計算されうる。いくらかの実施形態においては、「コンプライアンス」は、材料のＹｏｕｎｇ弾性率の逆数とみなされうる。
【００４６】
本明細書において使用される用語「破裂圧力」は、チューブまたは円筒形などの閉鎖形状内の、その閉鎖形状を有する材料を破裂または断裂させるのに十分である、内圧を指す。いくらかの実施形態においては、「破裂圧力」は、その閉鎖形状を有する材料の引張強度と同じでありうる。
【００４７】
いくらかの実施形態においては、本明細書において開示されるスキャフォールドは、血管または血管移植片の形状を有しうる。そのような実施形態においては、血管移植片は、コンプライアンス、破裂圧力、及び縫合保持強度を有しうる。
【００４８】
いくらかの実施形態においては、スキャフォールドのコンプライアンスは、ｍｍＨｇあたり約２％からｍｍＨｇあたり約１４％でありうる。スキャフォールドのコンプライアンスは、例えば、ｍｍＨｇあたり約２％、ｍｍＨｇあたり約３％、ｍｍＨｇあたり約４％、ｍｍＨｇあたり約５％、ｍｍＨｇあたり約６％、ｍｍＨｇあたり約７％、ｍｍＨｇあたり約８％、ｍｍＨｇあたり約９％、ｍｍＨｇあたり約１０％、ｍｍＨｇあたり約１１％、ｍｍＨｇあたり約１２％、ｍｍＨｇあたり約１３％、ｍｍＨｇあたり約１４％、または端点を含むこれらの値のあらゆる２つの値の間のあらゆる範囲でありうる。いくらかの実施形態においては、スキャフォールドのコンプライアンスは、至る所において変動しうる。他の実施形態においては、スキャフォールドのコンプライアンスは、至る所において均一でありうる。いくらかの実施形態においては、第一端と第二端とを有する血管移植片へと形成されるスキャフォールドのコンプライアンスは、第一端と第二端との間で変動しうる。
【００４９】
いくらかの実施形態においては、スキャフォールドの破裂圧力は、約０．０１ＭＰａから約１０ＭＰａでありうる。その破裂圧力は、例えば、約０．０１ＭＰａ、約０．０５ＭＰａ、約０．１ＭＰａ、約０．１５ＭＰａ、約０．２ＭＰａ、約０．２５ＭＰａ、約０．３ＭＰａ、約０．３５ＭＰａ、約０．４ＭＰａ、約０．４５ＭＰａ、約０．５ＭＰａ、約０．５５ＭＰａ、約０．６ＭＰａ、約０．６５ＭＰａ、約０．７ＭＰａ、約０．７５ＭＰａ、約０．８ＭＰａ、約０．８５ＭＰａ、約０．９ＭＰａ、約０．９５ＭＰａ、約１ＭＰａ、約１．５ＭＰａ、約２ＭＰａ、約２．５ＭＰａ、約３ＭＰａ、約３．５ＭＰａ、約４ＭＰａ、約４．５ＭＰａ、約５ＭＰａ、約５．５ＭＰａ、約６ＭＰａ、約６．５ＭＰａ、約７ＭＰａ、約７．５ＭＰａ、約８ＭＰａ、約８．５ＭＰａ、約９ＭＰａ、 約９．５ＭＰａ、約１０ＭＰａ、または端点を含むこれらの値のあらゆる２つの値の間のあらゆる範囲でありうる。
【００５０】
いくらかの実施形態においては、スキャフォールドの縫合保持強度は、約１００ｇから約３５００ｇでありうる。その縫合保持強度は、例えば、約１００ｇ、約１５０ｇ、約２００ｇ、約２５０ｇ、約３００ｇ、約３５０ｇ、約４００ｇ、約４５０ｇ、約５００ｇ、約５５０ｇ、約６００ｇ、約６５０ｇ、約７００ｇ、約７５０ｇ、約８００ｇ、約８５０ｇ、約９００ｇ、約９５０ｇ、約１０００ｇ、約１１００ｇ、約１２００ｇ、約１３００ｇ、約１４００ｇ、約１５００ｇ、約１６００ｇ、約１７００ｇ、約１８００ｇ、約１９００ｇ、約２０００ｇ、約２１００ｇ、約２２００ｇ、約２３００ｇ、約２４００ｇ、約２５００ｇ、約２６００ｇ、約２７００ｇ、約２８００ｇ、約２９００ｇ、約３０００ｇ、約３１００ｇ、約３２００ｇ、約３３００ｇ、約３４００ｇ、約３５００ｇ、または端点を含むこれらの値のあらゆる２つの値の間のあらゆる範囲でありうる。
【００５１】
いくらかの実施形態においては、血管移植片へと形成されるスキャフォールドの内側または外側のいずれかの直径は、約０．０１ｍｍから約３０ｍｍの範囲にわたる。血管移植片直径は、例えば、約０．０１ｍｍ、約０．０５ｍｍ、約０．１ｍｍ、約０．２ｍｍ、約０．３ｍｍ、約０．４ｍｍ、約０．５ｍｍ、約０．６ｍｍ、約０．７ｍｍ、約０．８ｍｍ、約０．９ｍｍ、約１ｍｍ、約２ｍｍ、約３ｍｍ、約４ｍｍ、約５ｍｍ、約６ｍｍ、約７ｍｍ、約８ｍｍ、約９ｍｍ、約１０ｍｍ、約１１ｍｍ、約１２ｍｍ、約１３ｍｍ、約１４ｍｍ、約１５ｍｍ、約１６ｍｍ、約１７ｍｍ、約１８ｍｍ、約１９ｍｍ、約２０ｍｍ、約２１ｍｍ、約２２ｍｍ、約２３ｍｍ、約２４ｍｍ、約２５ｍｍ、約２６ｍｍ、約２７ｍｍ、約２８ｍｍ、約２９ｍｍ、約３０ｍｍ、または端点を含むこれらの値のあらゆる２つの値の間のあらゆる範囲でありうる。
【００５２】
血管移植片の形状を含むあらゆる形状にある、本明細書において開示される多成分系電界紡糸繊維の使用は、図６Ａ−６Ｆに示されるように、３つの主要な特質、１）分解特性を正確に制御すること、２）細胞浸潤を促進すべく時間の関数としてスキャフォールド空隙率を増加させること、及び３）完全に機能的な器官への新たな細胞外マトリックスの成熟及び組織化を促進すべく生化学的積載物を新生血管に移動させることを達成しうる。重量比１：１でＰＧＡ及びＰＬＣＬを有するスキャフォールドにおいては、例えば、ＰＧＡ繊維はｉｎ  ｖｉｖｏで約第一週のうちに分解することになり、これは、血管移植片に初期機械的強度を提供しつつ、浸潤細胞が移入するための追加の空隙を提供する。ＰＬＣＬは、およそ１２週間にわたりｉｎ  ｖｉｖｏで残留することになり、これは新たに堆積した細胞外マトリックス上への生化学的力を徐々に移行させることで、細胞外マトリックスの成熟及び組織化を引き起こすことを許容する。移植片がＰＧＡ繊維のみからなる場合、動脈瘤が迅速に発達するであろう。また、血管は一週間以内に断裂するであろう。移植片全体がＰＬＣＬのみからなる場合は、細胞がスキャフォールドに完全に浸潤することを許容する十分な空隙は存在しないであろう。このことは、慢性炎症反応、不十分なリモデリング、及び狭窄を引き起こすであろう。多成分系スキャフォールドは、血管移植片の成功を増強しうる。
【００５３】
［実施例１］
実施例１：スキャフォールドを製造する方法
共紡糸ＰＬＣＬ＋ＰＧＡを作成するため、１０ｗｔ％ＰＧＡがヘキサフルオロイソプロパノール（ＨＦＩＰ）中に溶解されて第一溶液を形成し、また５ｗｔ％ＰＬＣＬがＨＦＩＰ中に溶解されて第二溶液を形成した。各溶液はマグネチック攪拌子により少なくとも３時間にわたり室温にて攪拌された。およそ繊維の５０％が純粋ＰＧＡで繊維の５０％が純粋ＰＬＣＬとなるように、ＰＧＡ溶液は、第一シリンジ中に配置され約２．５ｍＬ／ｈｒの流速にてディスペンされ、またＰＬＣＬ溶液は、第二シリンジ中に配置され約５ｍＬ／ｈｒの流速にてディスペンされた。両溶液は、針先端から２０ｃｍに配置させられ３０ＲＰＭにて回転させられたマンドレル上に、同時に電界紡績（共紡績）された。＋２５ｋＶの電荷がシリンジ先端に適用され、望ましい壁厚が達成されるまで、電界紡績された繊維がマンドレル上に堆積された。電界紡糸されたスキャフォールドはそれからマンドレルから除去され、最後に滅菌されて移植のために備えられた。この製造プロセスは、移植片のあらゆる直径及び長さに合わせて容易に調節されてもよく、またより大きい生産量にも適していうる。
【００５４】
［実施例２］
実施例２：ブタモデル
創傷を作成するため、３ｃｍｘ３ｃｍの全厚の皮膚パッチがＹｏｒｋｓｈｉｒｅブタの背中から切除された。ＰＧＡ及びＰＬＣＬを重量比１：１で有するスキャフォールド（ｎ＝４）が、創傷端に一致するようにトリミングされ、創傷床中に配置された（各創傷床中に一つのスキャフォールド）。比較のため、対照創傷が、スキャフォールド処置なしで作成された。創傷個所は、創傷を湿ったままに保持するため透明の粘着性創傷包帯で覆われ、それから綿ガーゼ及び保護ラップで包まれた。粘着性創傷包帯及び保護ラップは、創傷をイメージングするために７日毎に除去され、それから新たな包帯で置換された。ブタは２８日後に安楽死させられ、試料が組織学のために調製された。組織学的性状はグレード化及びスコア化され、創傷閉鎖パーセントが各タイムポイントにおいて測定された。図２Ａ−Ｆは、スキャフォールドなしでの対照創傷の治癒を例証する。図２Ａは、第０日における創傷を例証する。図２Ｂは、第７日における同創傷を例証し、３３％の創傷閉鎖を有する。図２Ｃは、第１４日における同創傷を例証し、７８％の創傷閉鎖を有する。図２Ｄは、第２１日における同創傷を例証し、９７％の創傷閉鎖を有する。図２Ｅは、第２８日における同じ創傷を例証し、１００％の創傷閉鎖を有する。図２Ｆは、第２８における創傷の組織学を示す。組織学は、創傷のおよそ２／３のギャップを有する不完全な表皮層を示した。創傷を覆うかさぶたは豊富な好中球を有し、創傷下の繊維組織は隣接する繊維層の約２倍の厚さであった。軽度から中程度の広汎性皮下リンパ球浸潤が存在した。図３Ａ−Ｆは、スキャフォールド処理された創傷の治癒を例証する。図３Ａは、第０日における、創傷を例証する。図３Ｂは、第７日における、同スキャフォールドを伴う同創傷を例証し、２８％の創傷閉鎖を有する。図３Ｃは、第１４日における、同スキャフォールドを伴う同創傷を例証し、９６％の創傷閉鎖を有する。図３Ｄは、第２１日における、同スキャフォールドを伴う同創傷を例証し、１００％の創傷閉鎖を有する。図３Ｅは、第２８日における、同スキャフォールドを伴う同創傷を例証し、１００％の創傷閉鎖を有する。図３Ｆは、第２８におけるスキャフォールドを伴う創傷の組織学を示す。組織学は、正常な厚さ及びケラチン産生を伴う、創傷部位を覆う完全な表皮層を示した。創傷下の繊維組織は隣接する繊維層の約２倍の厚さであった。軽度から中程度の広汎性皮下リンパ球浸潤が存在した。スキャフォールド処理された創傷は、完全または実質的に完全な創傷閉鎖を、対照創傷より約１週間前に達成した。
【００５５】
［実施例３］
実施例３：外傷ウマ損傷における現場での使用
本明細書において開示のスキャフォールドは、イヌ、ネコ、ウマ、及び爬虫類を含む飼育種にわたる様々な適用において、獣医師により成功を伴って使用された。図４Ａ−４Ｆ、及び図５Ａ−５Ｆは、外傷損傷を有する２匹のウマの、スキャフォールドにより増強された治癒を例証する。いずれの場合においても、ＰＧＡ及びＰＬＣＬを重量比１：１で有するスキャフォールドが、処理中への追加の浸漬または細胞の播種なしで使用された。
【００５６】
図４Ａ−４Ｆは、高抗張力線により引き起こされた重症な下肢損傷を有するウマの治癒経過を例証する。図４Ａは、繋及び砲骨上の初期の高抗張力線創傷を例証する。図４Ｂは、本開示に従いスキャフォールドを適用した５週間後の、完全に治癒した両創傷を例証する。図４Ｃは、損傷時の繋への血管損傷を例証する。図４Ｄは、本開示に従いスキャフォールドで覆われた、繋への同血管損傷を例証する。図４Ｅは、本開示に従う繋創傷を覆うスキャフォールド上のパラフィンガーゼ包帯を例証する。図４Ｆは、スキャフォールドが適用されて４週間後の、繋創傷治癒を例証する。
【００５７】
図５Ａ−５Ｅは、ヘイレーキに衝突することにより引き起こされた、大きな肩及び胴の裂傷を有するウマの治癒過程を例証する。図５Ａは、損傷時における裂傷を例証する。図５Ｂは、損傷時における裂傷を例証し、本開示に従い創傷に適用されたスキャフォールドを伴う。図５Ｃは、４週間の治癒の後の創傷を例証し、肉芽組織の再成長の証拠を伴う。図５Ｄは、２ヶ月（８週間）の治癒の後の創傷を例証し、上皮形成及び毛の再成長の証拠を伴う。図５Ｅは、５ヶ月（２０週間）の治癒の後の創傷を例証し、さらなる上皮形成及び毛の再成長を伴う。
【００５８】
［実施例４］
実施例４：比較に基づく血管移植片の機械的試験
市販の血管移植片は、ヒト頸動脈のコンプライアンスに一致するコンプライアンスを示していない。図１０に示されるように、天然のヒト頸動脈の平均コンプアライアンス（５．４％／ｍｍＨｇ）は、最も迎合的な市販の血管移植片のコンプライアンス（ウマヘテロ移植片２．６％／ｍｍＨｇ）のおよそ２倍大きい。同様に、ヒト冠状動脈の平均コンプアライアンス（３．８％／ｍｍＨｇ）は、最も迎合的な市販の移植片のコンプライアンスのおよそ１．５倍である。このコンプライアンス不一致は、そのような移植片の粗末な臨床成績における主な寄与因子でありうる。図１０に示されるように、本開示に従う血管移植片は約３．２％／ｍｍＨｇのコンプライアンスを有し、これはヒト冠状動脈を非常によく擬態する。
【００５９】
本開示に従う血管移植片の破裂圧力は、図１１に示されるように、天然のヒト伏在静脈及び頸動脈において見られる破裂圧力よりも十分に高い。このことは、最小限の破裂圧力が達成される限り、移植片コンプライアンスを適合させるために壁面厚を調節することが可能でありうる（つまり、より薄い壁面はより高いコンプライアンスを有する）ことを示唆する。これに対し、組織工学操作移植片、及びｅＰＴＦＥ移植片は、天然の静脈及び動脈の破裂圧力にかろうじて達する。
【００６０】
図１２において示されるように、本開示に従う血管移植片は、潜在的な血管補綴に推奨される、２Ｎまたは２０４ｇ標準最小縫合保持強度を超えた。縫合がｉｎ  ｖｉｖｏでの吻合の間に縫合が血管移植片にわたり裂けると、手術の持続時間及び患者に対する合併症のリスクが増大しうるため、縫合保持強度は重要な特質である。
【００６１】
［実施例５］
実施例５：ヒツジモデルにおける血管移植片
七匹の若年ヒツジが、本開示に従って作製された血管移植片を用いて、下大静脈（ＩＶＣ）及び頸動脈移植手順を受けた。外科的移植の後、動物は、１４日かけて回復させられ、６ヶ月にわたり追跡された。移植片のｉｎ  ｖｉｖｏ開通性が、移植後３ヶ月及び６ヶ月において評価された。各追跡評価において、血管移植片の統合性を評価するため、動物は静脈血採取、獣医学的検査、及びイメージングを受けた。移植片のｉｎ  ｖｉｖｏでの内腔及び長さ方向の成長を評価するため、麻酔下の動物を用いて、心エコーと蛍光透視との両方の血管造影が実施された。手術から３ヶ月後に一匹の動物が死亡し、ＩＶＣ及び頸動脈の両者において閉塞を示した。残りの動物は６ヶ月後に安楽死させられ、全体的な病理学的評価及び組織採取を受けた。下大静脈及び頸動脈の移植を受けた領域は、組織内殖、繊維形成の形跡、及び凝血について視覚的に評価された。採取された組織は、それから組織学のために保存された。詳細な組織学的評価は、図７Ａ−Ｆ、及び図８Ａ−Ｆにおいて示されるように実施された。図９Ａ及び９Ｂは、天然のＩＶＣ及び本研究の終局における移植血管の、類似するエラスチン及びコラーゲン含量をそれぞれ例証する。
【００６２】
［実施例６］
実施例６：外傷性カメ甲損傷における現場での使用
成体Ｇｏｐｈｅｒガメが、車に衝突された後にＡｎｉｍａｌ  Ｖｅｔｅｒｉｎａｒｙ  Ｈｏｓｐｉｔａｌ  ｏｆ  Ｏｒｌａｎｄｏに現れた。事故の間に甲の背面が外傷的に除去され、損傷の最も深い部分は側膜の表面まで及んでいた。カメは甲修復処理及びリハビリテーションのために病院に入院した。創傷はきれいにされて清拭された。ＰＧＡ及びＰＬＣＬを重量比１：１で有するスキャフォールドが、２週間にわたり患部に適用された。２週間後、パッチは除去され、顕著な甲の再成長が観察された。パッチの非患部縁がトリミングされ、そのセクションがさらに２週間にわたり損傷領域に再適用された。処理獣医師Ｂｒｕｃｅ  Ｂｏｇｏｓｌaｖｓｋｙ，ＤＶＭは、「爬虫類を扱う私の２７年の獣医学診療において、損傷を受けた甲のこのような迅速な再成長は見たことがなく、この結果は［スキャフォールド］の使用に起因するとしか考えられない」と述べた。
【００６３】
本開示はその代表的な実施形態の記述により例証され、またその実施形態は一定の詳細を伴って開示されてきたが、添付の特許請求の範囲の範囲をそのような詳細に制限する、あるいはいかように制限することも、出願人の意図ではない。当業者には、追加の利点及び修正が容易に露になるであろう。従って、開示はそのより広い態様において、いかなる示され開示される特定の詳細、代表的装置及び方法、並びに／または例証的実施例にも制限されない。従って、出願人の一般的な発明的構想の真髄または範囲から逸脱することなく、そのような詳細からは逸脱がなされうる。
【図１Ａ】
2018518333.tif 000003
【図１Ｂ】
2018518333.tif 000004
【図２Ａ】
2018518333.tif 000005
【図２Ｂ】
2018518333.tif 000006
【図２Ｃ】
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【図２Ｄ】
2018518333.tif 000008
【図２Ｅ】
2018518333.tif 000009
【図２Ｆ】
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【図３Ａ】
2018518333.tif 000011
【図３Ｂ】
2018518333.tif 000012
【図３Ｃ】
2018518333.tif 000013
【図３Ｄ】
2018518333.tif 000014
【図３Ｅ】
2018518333.tif 000015
【図３Ｆ】
2018518333.tif 000016
【図４Ａ】
2018518333.tif 000017
【図４Ｂ】
2018518333.tif 000018
【図４Ｃ】
2018518333.tif 000019
【図４Ｄ】
2018518333.tif 000020
【図４Ｅ】
2018518333.tif 000021
【図４Ｆ】
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【図５Ａ】
2018518333.tif 000023
【図５Ｂ】
2018518333.tif 000024
【図５Ｃ】
2018518333.tif 000025
【図５Ｄ】
2018518333.tif 000026
【図５Ｅ】
2018518333.tif 000027
【図６Ａ】
2018518333.tif 000028
【図６Ｂ】
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【図６Ｃ】
2018518333.tif 000030
【図６Ｄ】
2018518333.tif 000031
【図６Ｅ】
2018518333.tif 000032
【図６Ｆ】
2018518333.tif 000033
【図７Ａ】
2018518333.tif 000034
【図７Ｂ】
2018518333.tif 000035
【図７Ｃ】
2018518333.tif 000036
【図７Ｄ】
2018518333.tif 000037
【図７Ｅ】
2018518333.tif 000038
【図７Ｆ】
2018518333.tif 000039
【図８Ａ】
2018518333.tif 000040
【図８Ｂ】
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【図８Ｃ】
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【図８Ｄ】
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【図８Ｅ】
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【図８Ｆ】
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【図９Ａ】
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【図９Ｂ】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３Ａ】
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【図１３Ｂ】
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【図１４】
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【国際調査報告】
2018518333.tif 000054