JP2014533980A - 能動的生物付着制御のためのデバイスおよび方法 - Google Patents

Abstract

能動的生物付着制御のためのデバイスおよび方法を開示する。一態様では、デバイスが生物材料と接触するための表面を含む。デバイスは、表面を第１形状と第２形状との間で変化させるように構成された構造を含む機構も含む。汚損物質が第１形状にある表面に結合している場合に、第１形状から第２形状への変化は、表面からの汚損物質の脱離のための臨界ひずみを超えて表面を変形させる。

Description

関連出願の相互参照
本願は、米国仮特許出願第６１／５４０，０５１号（２０１１年９月２８日出願；発明の名称「能動的生物付着制御のためのシステムおよび方法（SYSTEMS AND METHODS FOR ACTIVE BIOFOULING CONTROL）」）の利益を主張し、その内容は参照によりそのまま本明細書に組み込まれる。

ここに開示する主題は能動的生物付着制御のためのデバイスおよび方法に関する。

連邦政府の後援による研究または開発
本発明は、それぞれ米国海軍研究局によって付与された助成金番号Ｎ０００１４−０８−０７４１およびＮ０００１４−１０−１−０９０７、ならびに米国国立科学財団によって付与された助成金番号ＤＭＲ−１１２１１０７に基づく政府の支援を受けてなされた。米国政府は本発明に一定の権利を有する。

生物付着は、世界中で多数の産業行動、軍事行動および医学的処置に損害を与えており、年間１０億〜１０００億ドルを超える損失に相当する問題である。これは、依然として、生物システムを操作する人類の能力を著しく妨害しうる重大な根本的問題である。さまざまな応用において生物付着を制御するためのデバイスおよび技法を用意することが望ましい。

ワンら（Wang,Q.et al.）著，２０１１年，「ソフトマター（Soft Matter）」，７：６５８３ ワンら（Wang,Q.et al.）著，２０１１年，「フィジカル・レビュー・レターズ（Physical Review Letters）」，１０６：１１８３０１ マギン Ｃ．Ｍ．（Magin,C.M.）著，２０１０年，「生物付着（Biofouling）」，２６：７１９−７２７ カオ Ｘ．ら（Cao,X.）著，２０１０年，「アドバンスト・ファンクショナル・マテリアルズ（Advanced Functional Materials）」，２０：１９８４−１９９３ Ｑ．ワン（Q.Wang），Ｍ．タヒ−ル（M.Tahir），Ｊ．ザン（J.Zang），Ｘ．ザオ（X.Zhao）著，２０１１年、「アドバンスト・マテリアルズ（Advanced Materials）」，２０１２年，ＤＯＩ：１０．１００２／ａｄｍａ．２０１２００２７２；Ｑ．Ｍ．ワン（Q.M.Wang），Ｌ．チャン（L.Zhang），Ｘ．Ｈ．ザオ（X.H.Zhao）著，「フィジカル・レビュー・レターズ（Physical Review Letters）」，１０６，１１８３０１ Ｊ．Ｓ．マキ（J.S.Maki），Ｄ．リッチョフ（D.Rittschof），Ｍ．−Ｑ．サミュエルソン（M.-Q.Samuelsson），Ｕ．シェウジク（U.Szewzyk），Ａ．Ｂ．ユール（A.B.Yule），Ｓ．ケルバーグ（S.Kjelleberg），Ｊ．Ｄ．コストロー（J.D.Costlow），Ｒ．ミッチェル（R.Mitchell）著，「海洋科学紀要（BULLETIN OF MARINE SCIENCE）」，１９９０年，４６，４９９；Ｃ．Ｒ．Ｃ．ウナビア（C.R.C.Unabia），Ｍ．Ｇ．ハドフィールド（M.G.Hadfield）著，「海洋生物学（Marine Biology）」，１９９９年，１３３，５５；Ｃ．シー（C.Shea），Ｌ．Ｊ．ラブレース（L.J.Lovelace），Ｈ．Ｅ．スミス−サマービル（H.E.Smith-Somerville）著，１９９５年，「ジャーナル・オブ・インダストリアル・マイクロバイオロジー（Journal of Industrial Microbiology）」，１５ Ｆ．Ｄ’ソーザ（F.D’Souza），Ａ．ブルーイン（A.Bruin），Ｒ．ビアステーカー（R.Biersteker），Ｇ．ドネリー（G.Donnelly），Ｊ．クリジンストラ（J.Klijnstra），Ｃ．レントロプ（C.Rentrop），Ｐ．ウィレムセン（P.Willemsen）著，２０１０年，「ジャーナル・オブ・インダストリアル・マイクロバイオロジー＆バイオテクノロジー（J Ind Microbiol Biotechnol）」，３７，３６３ Ｔ．Ｊ．Ｒ．ヒューズ（T.J.R.Hughes）著，２０００年，「有限要素法：線形定常および動的有限要素（The finite element method:linear static and dynamic finite element analysis）」，６５巻，ドーヴァー出版（Dover Publications） Ｌ．Ｋ．イスタ（L.K.Ista），Ｖ．Ｈ．ペレス−ルーナ（V.H.Perez-Luna），Ｇ．Ｐ．ロペス（G.P.Lopez）著，１９９９年，「応用および環境微生物学（Applied and Environmental Microbiology）」，６４，１６０３ Ｊ．Ｗ．コスタートン（J.W.Costerton），Ｚ．レワンドウスキー（Z.Lewandowski），Ｄ．Ｅ．コールドウェル（D.E.Caldwell），Ｄ．Ｒ．コーバー（D.R.Korber），Ｈ．Ｍ．ラパン−スコット（H.M.Lappin-Scott）著，１９９５年，「微生物学に関する年次報告（Annual Review of Microbiology）」，４９，７１１ Ｊ．Ｗ．ハッチンソン（J.W.Hutchinson），Ｚ．スオ（Z.Suo）著，１９９２年，「応用力学における進歩（Advances in Applied Mechanics）」，２９巻，２９，６３ Ｔ．ショー（T.Shaw），Ｍ．ウィンストン（M.Winston），Ｃ．Ｊ．ラップ（C.J.Rupp），Ｉ．クラッパー（I.Klapper），Ｐ．ストゥッドリー（P.Stoodley）著，２００４年，「フィジカル・レビュー・レターズ（Physical Review Letters）」，９３ Ｄ．リッチョフ（D.Rittschof），Ｂ．オリウェラ（B.Orihuela），Ｓ．スタフスリエン（S.Stafslien），Ｊ．ダニエルズ（J.Daniels），Ｄ．クリスチャンソン（D.Christianson），Ｂ．チザム（B.Chisholm），Ｅ．ホルム（E.Holm）著，２００８年，「生物付着（Biofouling）」，２４，１ Ｎ．ルー（N.Lu），Ｊ．ユン（J.Yoon），Ｚ．スオ（Z.Suo）著，２００７年，「インターナショナル・ジャーナル・オブ・マテリアルズ・リサーチ（International Journal of Materials Research）」，９８，７１７ Ｄ．Ｂ．ラムゼイ（D.B.Ramsay），Ｇ．Ｈ．ディキンソン（G.H.Dickinson），Ｂ．オリウェラ（B.Orihuela），Ｄ．リッチョフ（D.Rittschof），Ｋ．Ｊ．ウォール（K.J.Wahl）著，２００８年，「生物付着（Biofouling）」，２４，１０９ Ｆ．イリエフスキー（F.Ilievski），Ａ．Ｄ．マッツェオ（A.D.Mazzeo），Ｒ．Ｅ．シェパード（R.E.Shepherd），Ｘ．チェン（X.Chen），Ｇ．Ｍ．ホワイトサイズ（G.M.Whitesides）著，２０１１年，「アンゲヴァンテ・ケミ−・インターナショナル・エディション（Angewandte Chemie-International Edition）」，５０，１８９０ Ｔ．トールスン（T.Thorsen），Ｓ．Ｊ．マークル（S.J.Maerkl），Ｓ．Ｒ．クエーク（S.R.Quake）著，２００２年，「サイエンス（Science）」，２９８，５８０

この「発明の概要」では、選ばれた概念を簡略化した形で紹介し、下記の「発明を実施するための形態」では、それらをさらに詳しく説明する。この「発明の概要」は、クレームされた主題の重要な特徴または本質的特徴を特定しようとするものではなく、クレームされた主題の範囲を限定するために使用されることも意図していない。

能動的生物付着制御のためのデバイスおよび方法を、ここに開示する。ある態様では、デバイスが生物材料と接触するための表面を含む。デバイスは、表面を第１形状と第２形状との間で変化させるように構成された構造を含む機構も含む。汚損物質が第１形状にある表面に結合している場合に、第１形状から第２形状への変化は、表面からの汚損物質の脱離のための臨界ひずみを超えて表面を変形させる。

もう一つの態様では、システムが、電極と、その電極に付着していて生物材料と接触するための表面を画定する層とを含む。システムは、表面を第１形状と第２形状との間で変化させるような形で電極と生物材料との間に電圧を印加するように構成された電圧源も含む。汚損物質が第１形状にある表面に結合している場合に、第１形状から第２形状への変化は、表面からの汚損物質の脱離のための臨界ひずみを超えて表面を変形させる。

もう一つの態様では、表面から細胞コンポーネントを剥離させるためのデバイスが提供される。デバイスは、細胞コンポーネントと接触するための表面を含む。さらに、デバイスは、細胞コンポーネントが付着した状態になっている第１形状と第２形状との間で表面を変化させるように構成された機構を含む。第１形状から第２形状への変化は、表面からの細胞コンポーネントの剥離のための臨界ひずみを超えて表面を変形させる。

もう一つの態様では、デバイスが、生物材料における物理的状態を測定し、その測定に基づいてシグナルを生成するように構成されたセンサを含む。センサは、生物材料に曝露されるための表面を含む。さらにデバイスは、センサの表面を少なくとも部分的に覆い、かつ生物材料と接触するためのもう一つの表面を画定するカバーを含む。デバイスは、カバーの表面を第１形状と第２形状との間で変化させるように構成された機構も含む。第１形状から第２形状への変化は、センサの表面の少なくとも一部分が生物材料に曝露されるような形で、汚損物質がセンサの表面と第１形状にあるカバーの表面とに結合している場合に、カバーの表面の少なくとも一部分からの汚損物質の脱離のための臨界ひずみを超えてカバーの表面を変形させる。

上記の概要、ならびにさまざまな実施形態の下記の詳細な説明は、添付の図面と併せて読めば、より良く理解される。説明のために、例示的実施形態を図面に示すが、ここに開示する主題は、開示する具体的方法および道具に限定されない。

本明細書に掲載する実験において使用した手順の概略図である。 作動させた試料表面（Ａ）上のバイオフィルムがポリマーフィルムの変形ゆえに剥離したのに対し、対照試料表面（Ｂ）上のバイオフィルムは維持されたことを示す概略側面図および画像である。 （Ａ）対照ポリマーフィルム（厚さ５０μｍ）；（Ｂ）作動させたポリマーフィルム（厚さ５０μｍ）；（Ｃ）作動させたポリマーフィルム（厚さ１０μｍ）；および（Ｄ）対照ポリマーフィルム（厚さ１０μｍ）上のＣ．マリナ（Ｃ．ｍａｒｉｎａ）細胞を示す蛍光顕微鏡像である。図３Ｅは、各ポリマーフィルム上の細胞密度の定量を示すグラフである。 軟質ポリマー上に生成するパターンの波長を、軟質ポリマーの厚さを変化させることによって、１ｍｍから１μｍまで調整できることを証明するグラフおよび蛍光顕微鏡像である。波長（λ）はポリマーフィルムの厚さの１．５倍である。 対照試料と比較した蛍光の変化によって測定される細菌（Ｃ．マリナ）バイオフィルムの遊離に対する電気的作動の効果を示すグラフである。異なるエラストマーフィルムの表面上にバイオフィルムを４日間形成させた。電気的作動は、連続流（０．５ｍＬ／分）を使って表面上の培地を低せん断力で絶えず移動させ（すすぎ）ながら、電圧を０Ｖと２０Ｖの間で２０分間サイクル（０．２Ｈｚ）させることによって達成した。 一定のしわサイズでのＣ．マリナ・バイオフィルムの遊離に対するＰＤＭＳ誘電エラストマーフィルムの弾性率の効果を示す画像である。バイオフィルムは、表面を細菌懸濁液に４日間曝露することによって形成させた。電気的作動は、連続流（０．５ｍＬ／分）を使って表面上の溶液を低せん断力で絶えず移動させ（すすぎ）ながら、全ての試料上にほぼ同じサイズのしわ（２０〜μｍ）を形成させるのに十分な振動電圧を２０分間付与することによって達成した。 乃至 外部から印加されたポリマー基材上のひずみεゆえに、表面変形、より正確には表面積の変化を起こすエラストマー表面からのバイオフィルムの遊離に関する考えうる機構の模式図である。 表面積の拡大率に対するバイオフィルム保持率を示すグラフである。 乃至 電圧下での誘電エラストマーからの細菌性バイオフィルムの剥離を図解した図である。（ａ）積層構造、作動機構および細菌性バイオフィルムの剥離を図解する概略図。（ｂ）印加された電場は、最大主ひずみの輪郭線によって与えられるエラストマー表面の著しい変形を誘発することができる。（ｃ）変形は、１０分以内に２００サイクルにわたって周期的に作動させるエラストマー表面に接着したバイオフィルム（Ｃ．マリナ）の９５％以上を剥離させる。 乃至 伸展されたエラストマーフィルムからのバイオフィルムの脱離を図解した図である。（ａ）脱離機構を図解する概略図。（ｂ）印加ひずみの関数としてのＣ．マリナ・バイオフィルムの剥離のパーセンテージ。（ｃ）印加ひずみの関数としての大腸菌（Ｅ．ｃｏｌｉ）バイオフィルムの剥離のパーセンテージ。エラストマーは、３分以内に３０サイクルにわたって、所定のひずみまで周期的に一軸伸展される。 乃至 伸展させたエラストマーフィルムからのフジツボの脱離を図解した図である。特に、図１１（ａ）は、本開示の実施形態による２つの異なる作業ステージでの脱離機構のダイアグラムである。図１１（ｂ）は、伸展させたエラストマーフィルムからのフジツボの剥離を示す画像である。図１１（ｃ）は、フジツボをエラストマーフィルムから剥離するためにこの例において必要であったせん断応力が、フィルム上の印加ひずみと共に減少することを示す画像である。エラストマーは、３分以内に３０サイクルにわたって、所定のひずみまで周期的に一軸伸展される。 乃至 加圧空気によって作動する、動的表面からの細菌性バイオフィルムの剥離を図解した図である。（ａ）Ｃ．マリナのバイオフィルムとフジツボとの両方がコロニー形成した動的表面の構造の概略図、（ｂ）作動前および作動後の表面の写真および蛍光顕微鏡像、および（ｃ）印加した圧力の関数としてのバイオフィルム剥離のパーセンテージおよびフジツボに関する剥離せん断応力。動的表面は、３分以内に３０サイクルにわたって作動させる。 高電場下でのエラストマーコーティングの不安定性を図解した図である。不安定性の推進力は、フィルムにおける電場誘発性応力である。パネル（ａ）〜（ｆ）は、電場を印加した後のエラストマーコーティングの画像である。パネル（ｇ）〜（ｉ）は印加された電場の向きを示している。 硬質基材上のフィルムにおける形状の変化を誘発するための電場の印加を図解した図である。 エラストマーフィルムについて形状の変化を誘発するための臨界点に関する理論と実験結果との間の関係を図解した図である。 本開示の実施形態によるデバイスの側面図である。 本開示の実施形態に従って生物材料と接触しているデバイスの表面からの汚損物質の脱離のための構造を持つデバイスの断面図である。 図１７に示すデバイスの断面図である。 図１７に示すデバイスの側面図である。 図１７に示すデバイスの断面図である。 本開示の実施形態に従って生物材料と接触しているデバイスの表面からの汚損物質の脱離のための構造を持つデバイスの断面図である。図示したデバイスは９つの空洞を持つ。 本開示の実施形態に従って生物材料と接触しているデバイスの表面からの汚損物質の脱離のための構造を持つデバイスの断面図である。図示したデバイスは空洞を一つだけ持つ。 本開示の実施形態に従って生物材料と接触しているデバイスの表面からの汚損物質の脱離のための構造を持つデバイスの断面図である。このデバイスは第１内腔をフラッシングするための第２内腔を持つ。 図２３に示すデバイスの長手方向に沿った第１内腔と第２内腔との間の流体接続を通して見た断面図である。 図１７に示すデバイスの断面図であり、本開示の実施形態に従って４つの空洞を膨張させた時に、内腔の側面がどのように互いに接触することができるかを図解している。 一つだけ膨張させた空洞が空洞を効果的に封鎖している、図２５に示すデバイスの側面図である。 生物材料における物理的状態を示すためのシグナルを生成させると共に、システムのセンサの表面から汚損物質を脱離させるためのデバイスの横断側面図である。この断面図は、デバイス上のカバーの表面の第１形状を示している。 図２７に示すデバイスの横断側面図であり、センサによる測定のために分析物がデバイスにアクセスすることを可能にする亀裂を、第１形状から第２形状へのカバーの表面の変化が、どのように引き起こしたかを示している。 本開示の実施形態に従って生物材料における物理的状態を示すためのシグナルを生成させると共に、システムのセンサの表面から汚損物質を脱離させるためのもう一つのデバイス例の横断側面図である。 図２９に示すデバイスの横断側面図であり、センサによる測定のために分析物がデバイスにアクセスすることを可能にする亀裂を、第１形状から第２形状へのカバーの表面の変化が、どのように引き起こしたかを示している。 対応する可膨張コンポーネントによって形成される複数の空洞を含む、本開示の実施形態によるデバイス例の横断平面図である。 空洞を膨張させた場面での図３１に示すデバイス例の横断平面図である。 本開示の実施形態によるもう一つのデバイス例の横断平面図である。図３３に示すデバイスは、図３１および図３２に示すデバイスに存在する通路を含まない。空洞を収縮させた第１位置にあるカバーが示されている。 空洞を膨張させた位置にあるカバーが示されている点以外は、図３３に示すデバイスの横断平面図である。

ここに開示する主題を、法令の要件を満たすように具体的に説明する。ただし説明そのものはこの特許の範囲を限定しようとするものではない。むしろ本発明者らは、クレームされる主題が、他の現在のまたは将来の技術と組み合わされて、本明細書に記載するものと類似するが異なるステップまたは要素を含むように、他の方法で具体化されることもありうると考えている。さらにまた、使用される方法の異なる側面を暗示するために、ここでは「ステップ」という用語を使用する場合があるが、個々のステップの順序が明示的に述べられている場合を除き、さまざまなステップ間の何らかの特定の順序を含意していると、この用語を解釈してはならない。

別段の定義がある場合を除き、本明細書において使用される技術用語は全て、この開示が属する技術分野の通常の技能を有する者に一般に理解されているものと同じ意味を有する。

冠詞「ａ」および「ａｎ」は、本明細書では、１つのまたは１つより多くの（すなわち少なくとも１つの）、その冠詞の文法上の目的物を指す。例えば「要素」（ａｎ ｅｌｅｍｅｎｔ）は、少なくとも一つの要素を意味し、２つ以上の要素を包含することができる。

図面において図解する本開示のさまざまな実施形態を説明する際には、わかりやすくするために、特定の術語を使用する。

しかし、ここに開示する主題を、そうして選択された特定の術語に限定するつもりはなく、各特定要素は、同様に作用して同様の目的を達成する技術的等価物を全て包含すると理解すべきである。

本明細書に開示する動的エラストマーフィルムは、その上に生物付着物が蓄積するのを阻害することが望まれる装置または容器を含めて、数多くの応用を持つ。その例には、材料が濡れた環境に置かれることになる任意の状況、例えば船体または艇体、熱交換器、または医療用デバイス、例えばカテーテル、ステント、ＩＶ管、呼吸器管などが含まれるであろう。本発明者らの発見の一つは、エラストマーフィルムの変形が、汚損物質を剥離させるのに役立ちうることである。この変形は、電圧の印加によって、または機械的手段、例えば伸展、屈曲、ねじりなどによって起こりうる。したがって、ポリマーフィルムの作動は、汚損生物種または化学種の定着および付着を防止するために使用するか、または作動間の期間中に蓄積した汚損材料を除去するための「デューティーサイクル」として使用しうる。剥離または脱着した汚損種をエラストマー表面の近傍から除去するために、流体せん断力の同時適用を使用してもよい。

ここに開示する主題は、外部刺激に応答して起こるエラストマーの表面積およびトポロジーの動的変化によって、微視的および肉眼的汚損生物を能動的かつ効果的に剥離するための技法およびデバイスを提供する。これらの動的表面は船舶コーティングおよび医療用デバイスに使用される材料から製作することができ、電気的刺激および空気刺激によって作動させることができる。能動的表面変形に基づく新しい防汚管理戦略は、生物付着に対する他の既存および新興の管理アプローチと組み合わせて使用することもできる。

本開示の実施形態によれば、水性環境に曝露された場合に、汚損物質の接着を防止し、または汚損物質の除去を可能にすることができる構造が提供される。本明細書において使用する用語「汚損物質」は、濡れた表面での微生物、植物、藻類、および／または動物の望ましくない蓄積を指す。ここに開示する主題の範囲内では、用語「汚損物質」が、蓄積させた後に表面から回収することが望まれるような、望ましい原核または真核細胞タイプの蓄積も指しうる。そのような汚損物質の例には、生化学的分析にとって望ましい細菌蓄積または他のそのようなフィルム、バイオテクノロジーにおいて使用される真菌その他のそのような蓄積、または再生医学もしくは他の医学的手法もしくは研究において使用される哺乳動物細胞の蓄積が含まれるが、これらに限るわけではない。本構造は、軟質ポリマー層と作動手段とを含むか、それらからなるか、または本質的にそれらからなり、ここでは作動手段が、汚損物質の脱離のための臨界ひずみ（ε_Ｃ）を超えて軟質ポリマー層を変形させる能力を有する。

ここに開示する主題の応用には、例えば、いくつかの生物フィルムおよび吸着物質の脱離などの応用が含まれ、それらの生物フィルムおよび吸着物質には、次に挙げるものによって形成されるものが含まれる：（ｉ）海洋生物付着および産業生物付着；（ｉｉ）哺乳動物細胞の培養；および（ｉｉｉ）医療用インプラントにおける感染性バイオフィルムの形成。最後に挙げたものの一例は、エラストマーで構築されることが多い留置カテーテルなどの医療用インプラント上に形成されうる厄介な感染性バイオフィルムである。ここに提供するデバイス、方法、およびシステムによれば、厄介なバイオフィルムを、そのようなカテーテルから、そのポリマー表面を周期的な表面積の変化に付すことによって遊離させることができる。ポリマー表面の変形は、微生物バイオフィルムおよび肉眼的汚損生物を効果的に剥離させることができる。

本明細書において使用する用語「臨界ひずみ」は、本開示による軟質ポリマーまたは他の材料の表面の任意の領域の任意の変化を指す。例えば、電気的作動が適用されるいくつかの実施形態では、表面積が変化しうる（すなわち表面をひずませる／しわを生じさせる）が、軟質ポリマーフィルムの全幅または全長は変化しない。別の例において、例えば軟質ポリマーフィルムを伸展させたり、引っ張ったり、ねじったりする場合は、全幅および／または全長が変化しうる。

本明細書において、表面の「形状を変化させる」または「形状を変化させること」という動作用語は、表面の面積の変化、表面の何らかのゆがみ、またはある形状から別の形状への、他のタイプの、表面の変化のいずれかを指すことができる。

もう一つの例において、ここに開示する主題は、汚損物質が第１形状にある表面に結合している場合に、第１形状から第２形状への変化が、表面からの汚損物質の脱離のための臨界ひずみを超えて表面を変形させるような形で、デバイスの表面を第１形状と第２形状との間で変化させるように構成された構造を含む機構を含む、デバイス、方法、およびシステムを提供する。「形状」という用語は、その最も広い意味で使用されている。例えば本明細書にいう形状の変化は、汚損物質の脱離のための臨界ひずみを超えて、表面を変形させる。形状の変化は全表面積の変化を含みうるが、そのような全表面積の変化が必要なわけではない。

ある例では、軟質ポリマー層が水性環境に曝露され、その上に汚損物質が付着しうるか、またはその上への汚損物質の付着が防止されうる。軟質ポリマー層は不活性、無毒性および不燃性の物質であることができる。適切な材料には、ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）または他のシリコーンゴム、アクリル系エラストマー、ポリウレタン、フルオロエラストマーなどがあるが、これらに限るわけではない。

軟質ポリマー層の厚さは、作動手段の適用が変形を引き起こしうるような厚さであるべきである。適切な厚さは１０ｎｍ〜１ｍｍ、または１μｍ〜約５００μｍでありうる。また、軟質ポリマー層は、約０．５ＫＰａ〜約２．０ＭＰａ、または１．０ＫＰａ〜約１．０ＭＰａのヤング率を有しうる。

一定の実施形態では、軟質ポリマー層をコーティング（例えばスピンコーティング）するか、硬質ポリマーフィルム上にコーティングしうる。別の実施形態では、軟質ポリマー層の外表面（すなわち濡れた環境に面する側面）にテクスチャ加工を施しうる。本明細書において使用する用語「テクスチャ」は、例えば、うね、しわ、穴など、エラストマー表面に凹凸をつける、エラストマー表面の任意の変化（ｐｅｒｍｕｔａｔｉｏｎ）を指す。一定の実施形態では、軟質ポリマー層が波形の表面を含む。

さらに別の実施形態では、耐汚損性または汚損遊離性をさらに高めるために、化学的手段によって軟質ポリマー層の表面を修飾してもよい。そのような修飾には、ポリ（エチレングリコール）誘導体などの水和ポリマー、ポリ両性イオンおよびポリマーブラシによるポリマー表面のコーティング、または他のタイプのポリマーによるコーティングなどがあるが、これらに限るわけではない。

本構造はさらに作動手段を含む。本明細書において使用する用語「作動手段」は、軟質ポリマー層を動作または運動させることができる任意の手段を指す。いくつかの実施形態において、作動手段は、汚損物質の脱離のための臨界ひずみを超えうる機械力を軟質ポリマー層に印加するものであることができる。実施例の項で詳述するように、ここに開示する主題の知見の一つは、機械力の印加、例えば軟質ポリマー層の伸展が、表面に接着したまま留まるという汚損物質の能力に、どれほど驚くべき劇的な効果を持っていたかである。適切な機械力には、伸展、圧搾、ねじり、振とうなどが含まれるが、これらに限るわけではない。

別の実施形態では、作動手段が電気的作動手段を含む。適切な電気的作動手段には、少なくとも２０ｋＶの電圧を生成する能力を有する任意のデバイスが含まれる。電気作動手段が使用される実施形態では、本構造は、上面および底面を有する硬質ポリマー層をさらに含み、軟質ポリマー層を硬質ポリマー層の上面に付着させる。さらに、軟質ポリマー層の外表面は電解質溶液（例えば水）に曝露され、硬質ポリマー層の底面は、電解質に対して電圧がポリマー層を貫通できるようにすることができる導電性材料を含む。適切な材料には、導電性金属、例えば金、銀、アルミニウム、スズ、銅などの薄層、カーボンテープなどの導電性テープ、導電性酸化物、例えば酸化インジウムスズ、半導体などがあるが、これらに限るわけではない。

硬質ポリマー層は、非反応性である任意の材料を含みうる。適切な材料の例には、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ；テフロン）、ポリ（４，４’−オキシジフェニレン−ピロメリトイミド（カプトン）、ポリエチレンなどがあるが、これらに限るわけではない。セラミックスなどの非ポリマー絶縁フィルムも硬質ポリマー層に適している。

硬質ポリマー層の厚さは、電圧の印加が軟質ポリマー層を変形させることができるような厚さであるべきである。適切な厚さは１０ｎｍ〜約１μｍ、または１μｍ〜約５００μｍでありうる。また、硬質ポリマー層は約０．５ＧＰａ〜約２００ＧＰａ、または１ＧＰａ〜約１００ＧＰａのヤング率を有しうる。

使用する際は、軟質ポリマー層の外表面と接触している電解質溶液と硬質ポリマー層上にコーティングされた導電性電極との間に電圧を印加する。この電圧は、軟質ポリマー層が、汚損物質の脱離のための臨界ひずみ（ε_Ｃ）を超えて変形する原因になる。一定の実施形態において、印加電圧は約０Ｖ〜約２０ｋＶ、または約１００Ｖ〜約８ｋＶ、または約３ｋＶ〜約６ｋＶであることができる。適正な電圧は、例えばポリマーフィルムの性質（例えばヤング率、厚さ、材料等）などといったいくつかの因子に依存しうるが、当業者には容易に決定することができる。別の実施形態では、電圧が振動電圧を含む。電流を生成させる時間の長さは、１５、１４、１３、１２、１１、１０、９、８、７、６、５、４、３、２、または１分の間でありうる。いくつかの実施形態では、少なくとも５分間は電流を生成させる。

ここに開示する主題のもう一つの態様は、水性溶液に曝露した表面から汚損物質を除去する方法または水性溶液に曝露した表面に汚損物質が接着するのを防止する方法であって、汚損物質の結合または脱離のための臨界ひずみ（ε_Ｃ）を超えて表面を変形させることを含む方法を提供する。一定の実施形態では、表面が軟質ポリマー層と機械的作動手段とを含む。そのような実施形態では、汚損物質の結合のための臨界ひずみを超えて軟質ポリマーフィルムの表面を変形させ、それによって、汚損物質を軟質ポリマー層に付着していない状態にさせるか、または軟質ポリマー層に付着することができない状態にさせるのに十分であるように、機械力、例えば伸展、ねじり、圧搾、振とうなどが印加される。

別の実施形態では、表面が、上面と導電性電極コーティングでコーティングされた底面とを有する硬質ポリマー層と、硬質ポリマー層の上面に付着した軟質ポリマー層とを含み、その軟質ポリマー層が電解質溶液（例えば水）に曝露される。そのような実施形態では、汚損物質の脱離のための臨界ひずみ（ε_Ｃ）を超えて軟質ポリマー層を変形させ、それによって、付着している汚損物質を、ポリマー表面から解放された状態にさせるか、または汚損物質が軟質ポリマー表面に結合するのを防止するのに十分な量で、電圧が印加される。

図１０は、伸展させたエラストマーフィルムからのフジツボの脱離を図解している。特に、図１０（ａ）は、本開示の実施形態による２つの異なる作業ステージでの脱離機構のダイアグラムである。図１０（ｂ）は伸展させたエラストマーフィルムからのフジツボの剥離を示す画像である。図１０（ｃ）は、フジツボをエラストマーフィルムから剥離するためにこの例において必要であったせん断応力が、フィルムの印加ひずみと共に減少することを示す画像である。エラストマーは、３分以内に３０サイクルにわたって、所定のひずみまで周期的に一軸伸展される。

特に図１０（ａ）を参照して説明すると、このダイアグラムは、異なるステージ、すなわち「電圧オフ」および「電圧オン」にあるシステム１０００を図示している。この例では、システム１０００が、複数の層１００２、１００４、および１００６を含んでいる。層１００２は導電性層または他の任意の適切な導電性コンポーネントでありうる。一例として、層１００２は、金属、導電性テープ、導電性酸化物、半導体、またはそれらの組み合わせを含みうるが、これらに限るわけではない。層１００６は、層１００２の上に配置するか、または他の方法で付着させることができる。層１００６の表面１００８は、テクスチャ加工を施されていてもよく、生物材料１００９、例えば海洋環境（例えば海水）内の材料と接触することができる。層１００６はポリマーコーティングであることができる。そのコーティングは、適切なスピンコーティング技法によって塗布しうる。さらに例えば、層１００６は、限定するわけではないが、例えばポリテトラフルオロエチレン、ポリ（４，４’−オキシジフェニレン−ピロメリトイミド、ポリエチレン、セラミックスなどを含みうる。さらに例えば、層１００６は、ポリジメチルシロキサン、シリコーンゴム、アクリル系エラストマー、ポリウレタン、フルオロエラストマーなどを含みうる。層１００６は、約１０μｍ〜１ｍｍの厚さ、より具体的には約１μｍ〜５００μｍの厚さを有しうる。さらに、層１００６は、約０．５ＫＰａ〜約２ＭＰａのヤング率、より具体的には約１ＫＰａ〜約１ＭＰａのヤング率を有しうる。

システム１０００は、層１００６の表面１００８を、「電圧オフ」と表示したダイアグラムに示す第１形状と「電圧オン」と表示したダイアグラムに示す第２形状との間で変化させるような形で導電性層１００２と生物材料１００９との間に電圧を印加するように構成された、電圧源１０１２を含みうる。例えば、電圧源１０１２によって印加される電圧は最初はオフであり、この時、汚損物質１０１０は表面１００８に結合している。「電圧オン」と表示したダイアグラムに示すように、汚損物質１０１０が脱離するような形で、電圧を印加しうる。一例として、印加電圧は振動電圧であることができ、それは、約０．１Ｈｚ〜約１００Ｈｚ、または約０．５Ｈｚ〜約１０Ｈｚでありうる。さらに、印加電圧は約０ｋＶ〜約２０ｋＶ、約１００Ｖ〜約８ｋＶ、または約３ｋＶ〜約６ｋＶでありうる。電圧は、ある例では、５分以上にわたって印加されうる。適切なコントローラを使用することで、電圧源１０１２を制御して、表面を第１形状と第２形状との間で変化させるための印加電圧を変化させることができる。

層１００４は、層１００２と層１００６の間に位置する任意の適切な層でありうる。例えば層１００４はカプトン層でありうる。この（例えば圧縮および伸展）層は、変形したＰＤＭＳフィルムにおける電場が過剰に高くなるのを防ぐ緩衝基材として働きうる。カプトンはＰＤＭＳより３桁高い弾性率を有する。したがって、必要であれば、カプトンに匹敵する弾性率の硬質ポリマーはどれでも、層１００４の代わりに使用することができる。この層は、上部ポリマーフィルムが過剰に変形すること、および電気的破壊を起こすことを防止する。この層は、硬質絶縁材料（これは硬質ポリマー、例えばカプトン、テフロン、ポリエテレン（ｐｏｌｙｅｔｈｅｌｅｎｅ）、絶縁性ガラス、セラミックなどであることができる）から構成されうる。

図１１は、伸展させたエラストマーフィルムからのフジツボの脱離を図解している。特に、図１１（ａ）は、本開示の実施形態による２つの異なる作業ステージでの脱離機構のダイアグラムである。図１１（ｂ）は、伸展させたエラストマーフィルムからのフジツボの剥離を示す画像である。図１１（ｃ）は、フジツボをエラストマーフィルムから剥離するためにこの例において必要であったせん断応力が、フィルムの印加ひずみと共に減少することを示す画像である。エラストマーは、３分以内に３０サイクルにわたって、所定のひずみまで周期的に一軸伸展される。

特に図１１（ａ）を参照して説明すると、このダイアグラムは、異なるステージ、すなわち「電圧オフ」および「電圧オン」にあるシステム１１００を図示している。この例では、システム１１００が、複数の層１１０２、１１０４、および１１０６を含んでいる。層１１０２は導電性層または他の任意の適切な導電性コンポーネントでありうる。一例として、層１１０２は、金属、導電性テープ、導電性酸化物、半導体、またはそれらの組み合わせを含みうるが、これらに限るわけではない。層１１０６は、層１１０２の上に配置するか、または他の方法で付着させることができる。層１１０６の表面１１０８はテクスチャ加工を施されていてもよく、生物材料１１０９、例えば海洋環境（例えば海水）内の材料と接触することができる。層１１０６はポリマーコーティングであることができる。そのコーティングは、適切なスピンコーティング技法によって塗布しうる。さらに例えば、層１１０６は、限定するわけではないが、例えばポリテトラフルオロエチレン、ポリ（４，４’−オキシジフェニレン−ピロメリトイミド、ポリエチレン、セラミックスなどを含みうる。さらに例えば、層１１０６は、ポリジメチルシロキサン、シリコーンゴム、アクリル系エラストマー、ポリウレタン、フルオロエラストマーなどを含みうる。層１１０６は、約１０μｍ〜１ｍｍの厚さ、より具体的には約１μｍ〜５００μｍの厚さを有しうる。さらに、層１１０６は、約０．５ＫＰａ〜約２ＭＰａのヤング率、より具体的には約１ＫＰａ〜約１ＭＰａのヤング率を有しうる。

生物材料１１０９は電解質溶液を含みうる。この例では、システム１１００を艇体、海洋センサなどの上に作製することができる。「電圧オフ」と表示したダイアグラムに示すように、システム１１００は、汚損物質１１１０が表面１１０８に結合するような形で、十分な時間にわたって、環境内にあったものである。

特に図１７を参照して説明すると、図１７は、生物材料１７０４と接触させるための表面１７０２と、本開示の実施形態に従って表面１７０２を第１形状と第２形状との間で変化させるように構成された構造１７０６を含む機構とを有するデバイス１７００の横断平面図である。第１形状から第２形状へのデバイス１７００の表面１７０２の変化は、汚損物質が第１形状にある表面１７０２に結合している場合に、表面１７０２を、表面１７０２からの汚損物質の脱離のための臨界ひずみを超えて変形させる。図１８は、デバイス１７００の同じ横断平面図であって、第１形状と第２形状との間での表面１７０２の変化を示している。生物材料１７０４と接触するデバイス１７００の表面１７０２に結合した状態になった汚損物質は、表面１７０２を第１形状と第２形状との間で変化させることによって脱離させることができる。汚損物質は、微生物、植物、藻類、および／または動物の任意の望ましくない蓄積、より具体的には、例えば細菌、バイオフィルム、細菌性バイオフィルム、結晶性バイオフィルム、または血栓、および線維性被膜であることができる。

ある実施形態において、デバイス１７００の表面１７０２は、生物材料１７０４と接触するための内腔を画定することができる。例えばデバイス１７００の表面１７０２は、カテーテルの内腔１７０４を画定することができる。デバイス１７００の構造１７０６は、表面１７０２を第１形状と第２形状との間で変化させるために、表面１７０２に機械力を印加するように構成させることができる。表面１７０２はある材料によって画定することができ、第１形状と第２形状との間での変化を表面に引き起こさせる機構は、その材料に空気圧を印加することであることができる。表面１７０２は、ポリマーを含む材料によって画定することができる。その材料は、ポリジメチルシロキサン、シリコーンゴム、アクリル系エラストマー、ポリウレタン、またはフルオロエラストマーの１つ以上を含むことができる。

図１７および図１８に図解するように、デバイス１７００の表面１７０２は、生物材料１７０４と接触するための内腔を画定することができ、汚損物質の脱離のための臨界ひずみを超えて表面１７０２を変形させるように構成された構造は、内腔１７０４を実質的に取り囲んでいて、膨張した時に空洞１７０８が内腔１７０４にぶつかって表面１７０２を第１形状から第２形状へと変化させ、収縮した時に表面１７０２を変化させて第１形状に戻すような形で、膨張および収縮するように構成された、少なくとも１つの空洞１７０８を画定することができる。本開示の実施形態によるもう一つの例において、デバイス１７００の表面１７０２は内腔１７０４を画定することができ、機構は、内腔１７０４を実質的に取り囲んでいて、第１形状において内腔１７０４にぶつかり、収縮した時に空洞が内腔にぶつかるのをやめて、表面を第１形状から第２形状へと変化させるような形で、収縮および膨張するように構成された、少なくとも１つの空洞１７０８を画定する構造１７０６を含むことができる。

デバイス１７００は、１つ以上の空洞１７０８を実質的に取り囲む高デュロメータシース１７１０を含むことができる。デバイス１７００の表面１７０２は、カテーテルの内腔１７０４を画定することができる。デバイス１７００の表面１７０２は、カテーテルの内腔１７０４を画定することができ、カテーテルは尿道カテーテルであることができる。

デバイス１７００は、体内に位置する端部で膨張するように構成され、かつ挿入後のバルーン構造１９００の膨張がカテーテルを適所に保持するような形で体内に位置する端部を膨張させるように構成された体外に位置する膨張ポート１９０２を含んでいるバルーン構造１９００のための、開口部１７１２を含むことができる。図１９は、可膨張バルーン構造１９００を図解する、本開示の実施形態によるデバイス１７００の側面図である。図１９は、デバイス１７００の少なくとも１つの空洞１７０８が、少なくとも１つの空洞１７０８を膨張および収縮させるように構成されたポンプポート１９０４に流体接続されうることも図解している。ポンプポート１９０４は、使用者によるシリンジの適用によって少なくとも１つの空洞１７０８を膨張および収縮させるように構成させることができる。ポンプポート１９０４は、空気圧の適用によって少なくとも１つの空洞１７０８を膨張および収縮させるように構成させることができる。ポンプポート１９０４は、流体の適用によって少なくとも１つの空洞１７０８を膨張および収縮させるように構成させることができる。

図２０〜２２は、生物材料１７０４と接触するための表面１７０２と、本開示の実施形態に従って表面１７０２を第１形状と第２形状との間で変化させるように構成された構造１７０６を含む機構とを有するデバイス１７００の横断平面図である。図２０〜２２に図解するデバイス１７００は、ある範囲の数の空洞１７０８を画定する構造１７０６を含む。例えば、図２０に示すデバイス１７００は４つの空洞１７０８を持ち、図２１に示すデバイス１７００は９つの空洞１７０８を持ち、図２２に示すデバイス１７００は空洞１７０８を一つだけ持つ。図２０を参照して説明すると、内腔１７０４は、膨張した時に、汚損物質を表面からこすり落とすか他の方法で取り払うことができるような形で、表面１７０２の一部分を互いに接触させる。

図２３は、生物材料と接触するための第１内腔１７０４を画定する表面１７０２と、第１内腔１７０４に流体接続２３０２された第２内腔２３００とを有するデバイス１７００の横断平面図を図解している。第２内腔は、第１内腔２３００の長手方向に沿って１つ以上の位置で第１内腔に流体接続され、フラッシング流体を第１内腔中に導くように構成されている。図２４は、第１内腔１７０４と第２内腔２３００との間の流体接続２３０２をデバイス１７００の長手方向に沿って図解した断面図である。第２内腔２３００は、例えば医薬またはバイオフィルム弛緩剤を含むフラッシング流体を注入するために使用することができる。フラッシング流体は、汚損物質の脱離および剥離を増進するために、空洞１７０８の膨張および収縮に先だって使用するか、あるいは膨張および収縮中に使用することができる。デバイス１７００は、フラッシング流体用の注入ポートを１つ以上含むことができる。

図２５は、図１７に示すデバイス１７００の横断平面図であり、内腔１７０４の表面１７０２の異なる部分が、空洞１７０８を膨張させて第２形状へと変化させた時に、互いに接触している実施形態を図解している。図２６は、空洞１７０８の一つを膨張させた図２５のデバイス１７００の横断側面図であり、内腔１７０４の表面１７０２の異なる部分の接触を図示している。図２５および図２６に図解したデバイス１７００の表面は内腔１７０４を画定することができ、その内腔は尿道カテーテルの内腔であることができる。尿道カテーテルにおいて感染が起こる理由の一つは、カテーテルの排液は低速であるため、細菌を強力に排出する排尿に伴うフラッシングを受けないことである。例えば図２５および図２６に図解されている尿道カテーテルデバイスの内腔の表面の側面は、互いに接触しているので、尿路の封鎖をもたらし、膀胱制御サイクル（例えば膀胱はある量の尿を集積してから、封鎖を解いて、尿流を可能にする）を模倣することになるであろう。空洞１７０８を一つだけ膨張させた図２６に示す側面図は、内腔１７０４からの尿の排液を効果的に封鎖することができる。そのような封鎖可能な内腔１７０４は、より通常の生活様式および膀胱サイクルを可能にし、おそらくは膀胱収集バッグの排除を可能にすることができるであろう。

ある実施形態において、ここに開示する主題は、デバイスの表面から汚損物質を脱離させるための方法であって、生物材料との接触によって汚損物質が結合した状態になっている第１形状と、第２形状との間で、第１形状から第２形状への変化が、デバイスの表面からの汚損物質の脱離のための臨界ひずみを超えて表面を変形させるように、デバイスの表面を変化させることを含む方法を提供する。デバイスの表面は、例えば図１７〜２６に示すデバイスのように、内腔を画定することができる。デバイスの表面は、例えば図１７〜２６に示すデバイスのように、カテーテルの内腔を画定することができる。表面は、ポリマーを含む材料によって画定することができる。表面は、ポリジメチルシロキサン、シリコーンゴム、アクリル系エラストマー、ポリウレタン、またはフルオロエラストマーの一つを含む材料によって画定することができる。

ある実施形態では、デバイスの表面から汚損物質を脱離させるための方法が、表面に機械力を印加することによって表面を第１形状と第２形状との間で変化させることを含む。表面はある材料によって画定することができ、機械力を印加することは、第１形状と第２形状との間での変化を表面に引き起こさせるために材料に空気圧を印加することを含むことができる。デバイスの表面は、例えば図１７〜２６に示すデバイスのような、内腔を画定することができる。デバイスの表面は、例えば図１７〜２６に示すデバイスのような、カテーテルの内腔を画定することができる。表面は、ポリマーを含む材料によって画定することができる。表面は、ポリジメチルシロキサン、シリコーンゴム、アクリル系エラストマー、ポリウレタン、またはフルオロエラストマーの一つを含む材料によって画定することができる。

本方法の一実施形態では、図１７〜２６に示すデバイス１７００の表面１７０２が内腔１７０４を画定することができ、表面１７０２から汚損物質を脱離させるための方法は、内腔１７０４を実質的に取り囲む少なくとも１つの空洞１７０８を画定する構造１７０６を設けることをさらに含むことができ、表面１７０６を変化させることは、少なくとも１つの膨張した空洞１７０８が内腔１７０４にぶつかって表面１７０２を第１形状から第２形状へと変化させるような形で、少なくとも１つの空洞１７０８を膨張させることを含むことができる。少なくとも１つの空洞１７０８は、少なくとも１つの空洞１７０８を膨張させるように構成されたポンプポート１９０４に流体接続させることができる。少なくとも１つの空洞１７０８を膨張させることは、空気圧を印加することを含むことができる。少なくとも１つの空洞１７０８を膨張させることは、流体の適用を含むことができる。デバイス１７００は、少なくとも１つの空洞１７０８を実質的に取り囲む高デュロメータシース１７１０をさらに含むことができる。内腔１７０４は、カテーテルの内腔であることができる。内腔１７０４は、尿道カテーテルの内腔であることができる。ある実施形態では、カテーテルの表面１７０２から汚損物質を脱離させるための方法が、挿入後のバルーン構造１９００の膨張がカテーテルを適所に保持するような形で、膨張ポート１９０２を介して体内端において膨張するように構成されたバルーン構造１９００を設けることを含むことができる。

本方法の一実施形態では、デバイス１７００の表面１７０２が内腔１７０４を画定し、内腔１７０４の表面１７０２から汚損物質を脱離させるための方法が、内腔１７０４を実質的に取り囲んで内腔にぶつかる少なくとも１つの空洞１７０８を画定する構造１７０６を設けること、および収縮した空洞１７０８が内腔１７０４にぶつかるのをやめて、表面１７０２を第１形状から第２形状へと変化させるような形で、少なくとも１つの空洞１７０８を収縮および膨張させることによって、表面１７０２を変化させることを含みうる。

図１７〜２６に図解するデバイス１７００に示されたさまざまな数および配向の空洞１７０８は、汚損物質の脱離および剥離を果たすために汚損物質が結合している表面に印加される機械的応力の改変（例えば圧縮および伸展）を可能にする。加えて、空洞の数および配向は、内腔がこすれることなく内腔１７０４の大きな表面積のゆがみを達成するために極端な膨張を可能にするか、または内腔のこすれる程度が機械的応力をさらに増加させて、汚損物質の脱離および剥離を果たすことを可能にすることができる。１つ以上の実施形態では、表面での機械的応力を変化させるために、異なる空洞を個別に膨張および収縮させてもよい。このように、表面の形状は、汚損物質の脱離を果たすために、大幅に変化させることができる。

本方法の一実施形態において、図２３および図２４に図解するデバイス１７００の表面１７０２は第１内腔１７０４を画定することができ、デバイス１７００は、フラッシング流体を第１内腔１７０４中に導くように構成された、第１内腔１７０４の長手方向に沿って１つ以上の位置で内腔１７０４に流体接続２３０２された第２内腔２３００を、さらに含むことができる。第２内腔２３００は、例えば医薬またはバイオフィルム弛緩剤を含むフラッシング流体を注入するために使用することができる。フラッシング流体は、汚損物質の脱離および剥離を増進するために、空洞１７０８の膨張および収縮に先だって使用するか、あるいは膨張および収縮中に使用することができる。デバイス１７００は、フラッシング流体用の注入ポートを１つ以上含むことができる。

本開示の実施形態によれば、細胞コンポーネントを剥離するためのデバイスが提供される。本デバイスは細胞コンポーネントと接触するための表面を含む。例えば表面は、細胞コンポーネントを保持するための、組織スキャフォールド、細胞培養スキャフォールド、さまざまな加工装置などを画定しうる。細胞コンポーネントの例には、細胞培養、組織培養、バイオフィルムなどがあるが、これらに限るわけではない。デバイスは、第１形状から第２形状への変化が、表面からの細胞コンポーネントの剥離のための臨界ひずみを超えて表面を変形させるような形で、表面を、細胞コンポーネントが付着した状態になっている第１形状と第２形状との間で変化させるように構成された機構を含みうる。ある例では、機構が、本明細書に開示する実施形態のいずれかに従いうる。一例として、機構は、表面を第１形状と第２形状との間で変化させるために、表面に機械力を印加するように構成させることができる。もう一つの例では、機構が、第１形状と第２形状との間での変化を表面に引き起こさせるために、表面を画定する材料に空気圧を印加するように構成される。もう一つの例では、機構が、表面の近傍に位置して、表面を第１形状から第２形状へと変化させるために空洞が表面に力を発揮するような形で膨張するように構成された、少なくとも１つの空洞を画定する構造を含みうる。

本開示の実施形態では、医学的応用において使用されうるデバイスおよび方法が提供される。医学的応用における本主題の使用は、グルコースセンサなどの留置型センサの場合は、特に有益であることができる。そのようなセンサは、バイオフィルム、血栓、および線維性被膜などの汚損物質がセンサの周囲に形成し、センサへの分析物（例えばグルコース）の浸透を妨げるので、長期（例えば３日以上）性能問題に直面しうる。本開示の実施形態によるデバイスの一例として、図２７に、生物材料における物理的状態を示すためのシグナルを生成させると共に、システムのセンサの表面から汚損物質を脱離させるためのデバイス２７００の横断側面図を示す。図２７を参照して説明すると、デバイス２７００は、生物材料における物理的状態を測定し、その測定に基づいてシグナルを生成するように構成されたセンサ２７０２を含む。さらに、センサ２７０２は、生物材料に曝露されうる外表面２７０４を１つ以上含みうる。例えばセンサ２７０２は留置型センサ、例えば限定するわけではないがグルコースセンサでありうる。他の例には、生物活性環境に浸漬されうる酸素センサ、ｐＨセンサ、動脈血液ガスセンサ、温度センサ、二酸化炭素センサ、毒物センサ、または他の任意のセンサが含まれる。

デバイス２７０２は、センサ２７０２の表面２７０４を少なくとも部分的に覆うカバー２７０６も含みうる。図に示すように、カバー２７０６は、センサの先端が生物材料に曝露されうるように、センサの先端にある表面２７０４の一部分を覆わない。カバー２７０６は、センサ２７０２の他の部分を、その部分が生物材料に曝露されないように覆いうる。図２７に示す第１形状と図２８に示す第２形状との間での変化をカバー２７０６の表面２７０８に引き起こさせるための機構を、カバー２７０６に適切に接続させうる。第１形状から第２形状への変化は、汚損物質２７１０がセンサ２７０２の表面２７０４に結合しており、カバー２７０６の表面２７０８が第１形状にある場合に、センサ２７０２の表面２７０４の少なくとも一部分が生物材料に曝露されるような形で、カバー２７０６の表面２７０８を、カバー２７０６の表面２７０８の少なくとも一部分からの汚損物質２７１０の脱離のための臨界ひずみを超えて変形させる。

この例では、センサ２７０４が、分析物２７１２を測定するように構成されたグルコースセンサである。図２７に示すように、汚損物質２７１０はセンサ２７０２およびカバー２７０６に付着する。図２８に示すようにカバーが第２形状へと移行すると、汚損物質２７１０に亀裂２７１４が形成され、測定を行いうるように、分析物２７１２が移行してセンサ２７０２の表面２７０４と接触しうる。あるいは、汚損物質２７１０は、カバーが第２形状に移行する時に、実質的にまたは完全に取り除かれうる。

本開示の実施形態によれば、カバー２７０６の表面２７０８の形状を変化させるための機構は、それぞれがカバー内に配置された空洞を画定する１つ以上の可膨張コンポーネントを含みうる。例えば可膨張コンポーネントは、カバー２７０６内に、センサ２７０２を部分的または実質的に取り囲むように配置しうる。機構は、可膨張空洞への流体接続のために構成され、かつカバー２７０６の表面２７０８を第１形状と第２形状との間で変化させるために空洞を膨張および収縮させるように構成された、ポンプも含みうる。ポンプは、当業者には理解されるであろうが、例えば空洞を膨張させるのに適したシリンジであることができる。デバイス２７００を適切に使用することで、物理的状態を測定し、その測定に基づいてシグナルを生成させうる。

図２９および図３０は、生物材料における物理的状態を示すためのシグナルを生成させると共に、本開示の実施形態に従ってシステムのセンサの表面から汚損物質を脱離させるためのデバイス２７００のもう一つの例の横断側面図である。図２９を参照して説明すると、デバイス２７００は、センサ２７０２の表面２７０４の曝露部分がカバー２７０６の部分２８００と部分２８０２との間に位置する点以外は、図２７および２８に示すデバイスと似ている。１つ以上の可膨張コンポーネントを、異なる部分２８００および２８０２内に配置しうる。分析物２７１２は、センサ２７０２による測定のために、亀裂２７１４を通過してセンサ２７０２と接触しうる。

図３１は、本開示の実施形態によるデバイス例２７００の横断平面図である。図３１を参照して説明すると、デバイス２７００は、対応する可膨張コンポーネント３１０２によって形成される複数の空洞３１００を含む。汚損物質を脱離させる目的で表面２７０８をもう一つの位置に変化させるために、ポンプによって、空洞３１００を適切に膨張させうる。カバーは、それぞれがセンサの曝露された表面２７０４につながる一般に３１０４で示す複数の通路を含みうる。図３２は、空洞３１００を膨張させた場面での図３１に示すデバイス例２７００の横断平面図である。カバーの表面が図３１に示す位置に戻るように空洞３１００を収縮させるために、ポンプによって、空洞３１００から空気を抜くこともできる。図３２には分析物２７１２も示されており、その一部は通路３１０４内に位置する。

図３３および図３４は、本開示の実施形態によるもう一つのデバイス例２７００の横断平面図である。図３３および図３４に示すデバイス２７００は、図３３および図３４に示すデバイス２７００が図３１および図３２に示す通路３１０４を含まない点以外は、図３１および図３２に示すデバイス２７００に似ている。図３３および図３４は、空洞３１００がそれぞれ収縮および膨張している第１位置にあるカバーを示している。

ある実施形態または態様からの特徴は、他の実施形態または態様からの特徴と、任意の適正な組み合わせで組み合わせうる。例えば、方法の態様または実施形態の個々の特徴または集合的特徴はいずれも、実施形態の機器、システム、製品、またはコンポーネント態様に適用することができ、その逆もまた可能である。

さまざまな図面のさまざまな実施形態に関して実施形態を説明したが、そこから逸脱することなく同じ機能を果たすために、他の類似する実施形態を使用するか、記述した実施形態に変更および付加を行いうることを理解すべきである。したがって開示された実施形態は、どの単一実施形態にも限定されるべきではなく、むしろ本願特許請求の範囲に従って、その拡がりと範囲を解釈すべきである。

（実施例）
実施例１：実験設定
図１は、本開示の実施形態による多層フィルム構造ならびにこの項で行われた実験の手順の概略図である。簡単に述べると、試料表面にバイオフィルムを形成させた（ステップ１）。一群の試料は振動電圧を印加することによって作動させ、他方（対照）は作動させなかった（ステップ２）。作動させた試料と対照試料の両方をすすぎ、ＳＹＴＯ１３で染色した（ステップ３およびステップ４）。次に蛍光顕微鏡下で細菌密度を計数した（ステップ５）。

ポリマー表面の変形は、バイオフィルムの剥離をもたらした。図２に示すように、作動させた試料表面（図２Ａ）上のバイオフィルムはポリマーフィルムの変形ゆえに剥離し、一方、対照試料表面上のバイオフィルムは依然として維持されていた（図２Ｂ）。

この剥離を、蛍光顕微鏡法によって、さらに図３に示した。対照（図３Ａ）および作動させた（図３Ｂ）５０ｍｍのポリマーフィルム上、ならびに対照（図３Ｃ）および作動させた（図３Ｄ）１０ｍｍのポリマーフィルム上のＣ．マリナを示す蛍光顕微鏡像。

図４に示すように、軟質ポリマー上に生成するパターンの波長は、軟質ポリマーの厚さを変化させることによって、１ｍｍから１μｍまで微調整することができる。波長はポリマーフィルムの厚さの１．５倍である。

実施例２：細菌性バイオフィルムを剥離させるための電気的作動の使用
バイオフィルムの遊離が作動下でのエラストマーフィルム表面の変形によるものであることの証拠を得るために、追加実験を行った。厚さは一定であるが、弾性係数が異なる（架橋剤の含量を３．５重量％から１０重量％まで変化させることによって変動させた）エラストマーフィルム（ＰＤＭＳ、シルガード（ＳＹＬＧＡＲＤ）１８４、ダウコーニング・インク（DOW CORNING INC.））の表面からのバイオフィルム遊離を、それぞれ異なる振幅で振動する２つの印加電圧下で調べたデータを、図５に提示する。エラストマーフィルムは硬質ポリマー基材（カプトン、約１２５μｍ、デュポン（DuPont））上に結合している。電圧は、それぞれが、最低弾性率試料の場合は表面作動（動的な表面波形、しわまたは「クレータ」の形成）をもたらし、最高弾性率試料の場合はそれをもたらさないように選んだ。図５に示すとおり、弾性率の低いフィルムでは、どちらの作動電圧でも、高レベルの細菌性バイオフィルム遊離が観察されたのに対し、弾性率が最も高い（１０％架橋剤）フィルムでは、どちらの作動電圧でも、低レベルの遊離が観察された。中間の弾性率（５％架橋剤）を持つフィルムの場合、表面のしわ形成は、高レベル側の印加電圧についてのみ観察され、低い方の電圧はこのフィルムの表面しわ形成を引き起こすには十分でなかった。これに呼応して、高交流電圧（６ｋＶ）を適用した場合には高レベルの細菌遊離が観察されたが、低い方の電圧ではそうではなかった。これらの結果は、バイオフィルム遊離の機構がポリマー表面の変形によるものであり、電場の印加そのものによるものではないことの証拠を提供している。

図６に、弾性率が異なり、付着しているバイオフィルムの量も異なるエラストマーフィルムでの、バイオフィルム遊離に影響を及ぼすために、動的表面波形を使用できることを示す、顕微鏡データを提示する。弾性率が異なる（３．５重量％から１０重量％までのさまざまな量の架橋剤を含有する）エラストマーフィルムの場合、細菌懸濁液への４日間の曝露は、異なる特徴を持つバイオフィルムの形成をもたらした（図６参照）。弾性率が高い（架橋剤濃度が高い）フィルムの方に、より高度の生物付着が観察された。これらの異なる基材上でのこれらのバイオフィルムの遊離を調べるために、経時的に変化する電圧をそれぞれに印加した。電圧の振幅は、ほぼ同じ最大しわサイズ（約２０μｍ）が達成されるように調節した。これらのデータは、このレベルの表面波形が、いずれの場合も、実質的な量のフィルムをもたらすのに十分であったことを示している。

図５および図６のデータは、弾性率が異なるエラストマーフィルムへの振動電圧の印加を使って、その表面からバイオフィルムを除去することが可能であること、およびバイオフィルムの機構が表面波形の形成に関係することを明らかに示しているが、表面波形がバイオフィルム遊離をもたらす機構は、まだ解明されていない。

実施例３：生物付着の能動的制御および能動的表面変形によるバイオフィルム遊離の考えられる機構
図７に、表面変形、より正確には、ポリマー基材に外部から印加されたひずみεによる表面積の変化を起こす、エラストマー表面からのバイオフィルムの遊離に関する考えうる機構の模式図を掲載する。

バイオフィルムと基材との間の単位面積あたりの界面エネルギーはΓである。脱離した領域の単位面積あたりのバイオフィルムにおいて解放される弾性エネルギーはＷ（ε）Ｈであり、ここで、Ｗはバイオフィルムの弾性エネルギー密度であり、Ｈはバイオフィルムの厚さである。

バイオフィルムの脱離は臨界ひずみε_Ｃにおいて起こり、この時、

である。バイオフィルムが線形弾性材料として挙動するとすれば、脱離のための臨界ひずみは、

（式中、Ｅはバイオフィルムのヤング率である）
である。

この式から、脱離に必要な、そしてバイオフィルムの遊離に必要な、臨界ひずみは、バイオフィルムの厚さの平方根に逆比例することが予測される。

したがって、この脱離およびバイオフィルム遊離の機構の真実性を調べる簡単な手段は、バイオフィルムの厚さを変化させ、その遊離を達成するのに必要なひずみの程度を調べることである。上記の分析は、厚いバイオフィルムほど小さな表面積の変化率で遊離させることができることを示しており、この結果は反直観的に思われるかもしれないが、生物付着を制御するための能動的システムの設計にとって重要な意味も持っているであろう。

実施例４：界面積の拡大はバイオフィルムの接着破壊につながり、バイオフィルム遊離を可能にする
２日から６日にわたる期間、エラストマー表面を細菌懸濁液に曝露することによって、Ｃ．マリナのバイオフィルムをエラストマー（エコフレックス（ＥＣＯＦＬＥＸ）スーパーソフト（ＳＵＰＥＲＳＯＦＴ）００１０、スムースオン・インク（SMOOTH-ON,INC.））の表面に形成させた。バイオフィルムを長期間にわたって形成させるほど、バイオフィルムが厚くなったのは、外見からも明白だった。指定のバイオフィルム形成時間の後に、それぞれのバイオフィルムが付随しているエラストマーフィルムを反復ひずみに付した。伸展サイクル中、バイオフィルム表面上の培地は一定流速であった（速度０．５ｍＬ／分の滅菌人工海水）。流量条件は、剥離したバイオフィルムまたは緩く接着しているバイオフィルムを除去するために低せん断力が加わるような条件とした。各試料を、７．５秒／サイクルというおよそのサイクル時間で、２５サイクルにわたって、画定されたひずみおよび遊離に付した。図８に、さまざまな面積拡大率に付した厚さの異なるバイオフィルムの蛍光強度の減少によって見積もった、遊離したバイオフィルムの量を示す。これらのデータは、厚いバイオフィルムほど小さな脱離のための臨界ひずみ（ε_Ｃ）を示し、したがって、より小さな拡大率でエラストマー表面から遊離させることができるという仮説に合致している。

この重要な結果は、付着したバイオフィルムと弾性表面との間の界面積を、脱離のための臨界ひずみ（ε_Ｃ）を超えて拡大することが、接着性バイオフィルムおよび生物付着を遊離させるための一般手段であることを、強く示唆している。そのような界面積の拡大を達成する方法は数多く考えられ、本開示で説明した電気的作動はそのうちの一つに過ぎない。バイオフィルム遊離のために弾性表面に電圧をかけることが可能でないか実行できない場合は、ε_Ｃを超えて界面積を増加させるための他の手段が望ましいだろう。そのような手段には、（ａ）エラストマー表面の伸展；（ｂ）エラストマー表面に差圧をかけることによってその表面にしわを寄らせること；および（ｃ）管状または球状のエラストマージオメトリにおける半径の拡大を含めることができる。

そのような機構は、いくつかの生物フィルムおよび吸着物質の脱離に応用することができ、それらの生物フィルムおよび吸着物質には、次に挙げるものによって形成されるものが含まれる：（ｉ）海洋および産業生物付着；（ｉｉ）哺乳動物細胞の培養；（ｉｉｉ）医療用インプラント上の感染性バイオフィルムの形成。

最後に挙げたものの一例は、エラストマーで構築されることが多い留置カテーテルなどの医療用インプラント上に形成されうる厄介な感染性バイオフィルムである。上記の分析は、厄介なバイオフィルムが、そのようなカテーテルから、それら表面を周期的な表面積の変化に付すことによって遊離させることができることを示している。

実施例５：電圧が誘発するポリマー表面の動的トポロジーは、接着性バイオフィルムを能動的かつ効果的に剥離することができる
（図９ａ）に電気活性防汚コーティングの構造を図解する。２．５ＧＰａのヤング率と１２５μｍの厚さとを持つ硬質ポリマー基材カプトン（ＤＵＰＯＮＴ、米国）の下面に１０ｎｍの金層をスパッタコーティングした。５０μｍポリジメチルシロキサン（シルガード１８４、ダウコーニング（DOW CORNING）、米国）フィルムをカプトンフィルムの上面にスピンコーティングし、６５℃で１２時間硬化させた。シルガード１８４の架橋剤密度は、６０ｋＰａから３６５ｋＰａまでの範囲にわたるずり弾性率を持つエラストマーフィルムが得られるように、２％から１０％まで変化させた。フィルムの厚さおよびずり弾性率は、それぞれデクタック（ＤＥＫＴＡＫ）１５０スタイラスプロファイラー（ブルカー・エイエックスエス（BRUKER AXS）、米国）および一軸引張試験機（ティー・エイ・インスツルメント（TA INSTRUMENTS）、米国）で測定した。

シリコーンエラストマーのフィルム、硬質絶縁基材、および金属箔を一つに結合して、三層積層物を形成させた（Ｗａｎｇら，２０１１）。積層物は容易に製作され、大きな面積を覆うことができる。多くの材料に迅速にコロニー形成して海水中の他の汚損生物の付着を媒介することが知られている（Ｍａｋｉら，１９９５）モデル海洋細菌コベティア・マリナ（Ｃｏｂｅｔｉａ ｍａｒｉｎａ）（７×１０^７細胞／ｍＬ）の人工海水懸濁液に、エラストマー表面を曝露し、４日間にわたってバイオフィルムを形成させた（図９ａ）。付着したバイオフィルムの表面上を穏やかに流れる人工海水に接地電極を入れることによってエラストマー表面を電気的に接地した。対照研究により、その流れだけではバイオフィルムは剥離されないことが示された（データ未掲載）。対照試料および電気作動させた試料でのバイオフィルム剥離の分析は、ＳＹＴＯ１３（インヴィトロゲン・インク（INVITROGEN INC.））を使ってバイオフィルムを染色することによって行った。その手順は他書に詳しい（Ｄ’Ｓｏｕｚａら，２０１０）。染色−洗浄したバイオフィルム表面を暗所で約３０分間風乾し、１０倍対物レンズを用いる蛍光顕微鏡（ＺＩＥＳＳ ＡＸＩＯ ＯＢＳＥＲＶＥＲ）を使って分析した。同じ曝露時間下で各染色表面から異なる領域の画像を少なくとも５つはキャプチャした。実験試料と対照試料との間の相対蛍光強度を比較することによって、表面から剥離したバイオフィルムの平均パーセンテージを算出した。積層物の下の金属箔にＤＣ電圧を印加したので、エラストマー中に電場が発生した。電場が臨界値を超えると、エラストマーの表面が不安定になって、「マイクロクレータ」のパターンへと変形した（図９ａおよび９ｂ）。

クレータを形成する不安定性のための臨界電場は、次のように表すことができる（Ｗａｎｇら，２０１１）：

［ここで、μおよびεはエラストマーのずり弾性率および誘電定数である］。電場を除去すると、エラストマーはその最初の平坦なトポグラフィに戻った。エラストマーの表面ひずみを、その表面にマーカーを押印することによって、電場下で特徴づけた（図９ｂ）。マーカーのサイズは、クレータのサイズよりはるかに小さく、変形してない表面では、マーカーは規則正しい正方格子を形成する。表面ひずみはマーカーの相対的変位を追跡することによって算出される（データ未掲載）。簡単に述べると、５０μｍ厚のシルガード１８４フィルムを、フォトリソグラフィによって生成させた平方格子状に配列されたピラーを持つシリコン鋳型にキャスティングすることによって、マーカーを製作した。隣り合う２つのピラーの間隔（５μｍ）は、シルガード１８４フィルムの厚さ（５０μｍ）よりはるかに小さい。それゆえに、マーカーがシルガード１８４フィルムの変形に及ぼす影響を無視できる。平坦な状態および変形させた状態のシルガード１８４表面の画像（データ未掲載）を、顕微鏡（ニコン，日本）を使ってキャプチャした。初期座標（Ｘ_Ｊ）および変形座標（ｘ_ｉ）を画像処理ソフトウェア（ＩＭＡＧＥＪ，アメリカ国立衛生研究所（ＮＩＨ），米国）で測定し、変形勾配Ｆ_ｉＪ＝（∂ｘ_ｉ／∂Ｘ_Ｊ）を、有限要素解析を使って計算した（Ｔ．Ｊ．Ｒ．ヒューズ（T.J.R.Hughes），ドーヴァー出版（Dover Publications），２０００）。次に、グリーンひずみを、Ｅ＝（Ｆ^ＴＦ−Ｉ）／２として算出した［ここで、Ｉは、ローネッカーデルタテンソルを表す］。図９ｂは、変形した表面上の最大主ひずみの分布を与えている。最大主ひずみは表面の大半の領域で２０％を超えることがわかる。１０分間での印加電圧の２００回のオン−オフサイクル後に、エラストマー表面上のバイオフィルムの９５％を超える部分が剥離される（図９ｃ）。これらのデータは、電圧によって誘発されるポリマー表面の動的トポロジーが、能動的かつ効果的に接着性バイオフィルムを剥離できることを示している。

バイオフィルムの剥離を引き起こすのは、エラストマー表面の変形であって電場の存在ではないという仮設を立てた。この仮説を検証するために、バイオフィルム剥離に対する電圧の効果と表面変形の効果とを、６０ｋＰａから３６５ｋＰａまでの範囲の弾性率を持ついくつかのシリコーンエラストマー層を使って切り離した。Ｃ．マリナのバイオフィルムを、以下の説明に従ってエラストマー表面上で成長させた。２０％グリセロールを含有する、それぞれマリンブロス（ＭＢ）（２２１６，Ｄｉｆｃｏ，ＡＴＴＣ，米国）とトリプシン大豆ブロス（ＴＳＢ）中の、コベティア・マリナ（バソニム、ハロモナス・マリナ（Ｈａｌｏｍｏｎａｓ ｍａｒｉｎａ）（ＡＴＴＣ４７４１）と大腸菌（ＡＴＴＣ１５２２２）とを、保存用に小分けして−８０℃で凍結保存した。人工海水は既報のとおり調製した（Ｉｓｔａら，１９９９）。実験用保存株調製物は寒天スラント上に維持し、４℃で２週間まで保存した。寒天スラントからの単一コロニーを５０ｍＬのＭＢ（Ｃ．マリナ用）またはＴＳＢ（大腸菌用）に接種し、２５℃（Ｃ．マリナ）または３７℃（大腸菌）で振とうしながら終夜成長させた。細菌濃度は、Ｃ．マリナと大腸菌について、それぞれ７×１０^７細胞ｍＬ^−１および１１×１０^７細胞ｍＬ^−１だった。バイオフィルムを成長させるために使用した表面は、エタノールで数回すすいだ後、大量の滅菌ＤＩ水ですすぐことによって滅菌した。約１ｍＬのＣ．マリナまたは大腸菌細菌培養を５ｍＬの滅菌人工海水またはＴＳＢブロスと共に試料表面上に置いた。試料を所望の期間、Ｃ．マリナについては２６℃、大腸菌については３７℃に維持したインキュベータ中で保存した。試料を注意深く監視し、乾燥分を補うために、必要に応じて、毎日、約１〜２ｍＬの人工海水またはＴＳＢブロスを加えた。バイオフィルムの厚さは倒立型共焦点顕微鏡（ＺＥＩＳＳ ＬＳＭ ５１０）によって測定した（下記参照）。

電圧と表面変形とを切り離すための実験のために、エラストマーにおける印加電場を、式（１）に従って、同じ電場Ｅが、Ｅ＞Ｅ_Ｃであるエラストマーでは有意な変形を誘発することができるが、Ｅ＜Ｅ_Ｃであるエラストマーでは、有意な変形を誘発することができないように制御した。可変式電圧源（松定（MASTSUSADA）、日本）によってＤＣ電圧を人工海水と底部電極との間に印加した。剥離したバイオフィルムを運び去るために人工海水の持続的低せん断流（０．５ｍＬ／分）の下で、各試料に対し、１０分間にわたって０．３３Ｈｚの頻度で、電圧をオン／オフした。下記表１に示す電場は、

（式中、Φは印加電圧であり、ｈはシルガード１８４フィルムの厚さであり、Ｈ_Ｓ＝１２５μｍは基材の厚さであり、ε＝２．６５ε_０およびε_Ｓ＝３．５ε_０はそれぞれシルガード１８４およびカプトンの誘電定数であり、ε_０＝８．８５×１０^−１２Ｆｍ^−１は真空の誘電率である）
を使って算出した。ある範囲の印加電場下でさまざまな弾性率を持つシルガード１８４フィルムから剥離したＣ．マリナ・バイオフィルムのパーセンテージ（％）を表１に示す。約６０ｋＰａから３６５ｋＰａまでの範囲にわたるずり弾性率を持つエラストマーフィルムを得るために、シルガード１８４の架橋剤密度を変化させた。電場はゼロと一定値（表１に示すもの）との間で１０分間で２００サイクルにわたって周期的に変動させた。Ｅ_Ｃ未満の電場の負荷は表面変形を引き起こさず、剥離したバイオフィルムはごくわずかなパーセンテージ（約１５％）でしかなかった（表１では濃い灰色のセルで表す）。Ｅ_Ｃ未満の電場の負荷は、表面が平坦な状態から凹みがある状態へと可逆的に転換するような形で「マイクロクレータ」の形成をもたらし、それが、高いバイオフィルム剥離率（約９５％）をもたらした（表１では白いセルで表す）。バイオフィルムの著しい剥離（すなわち＞８５％）は、変形を起こした表面（表１における白いセル）でのみ起こった。これらは同じ電場に付したが、変形していない表面はごくわずかなバイオフィルムの剥離（すなわち＜１５％）しか示さなかった。これらの結果は、電場によって作動させたエラストマー表面からのバイオフィルムの剥離については、表面変形が主要な機構であることを示唆している。

実施例６：伸展によるさまざまな形態の生物付着の剥離に対する表面変形の効果
エラストマーを伸展することによるさまざまな形態の生物付着の剥離に対する表面変形の効果を、電場を負荷せずに調べた。Ｃ．マリナおよび大腸菌で、それらの培養時間を変化させることにより、エラストマー上に、厚さが異なるバイオフィルムを形成させた（Ｃｏｓｔｅｒｔｏｎら，１９９５）。その後、剥離したバイオフィルムを運び去るためにエラストマーの表面を横切るように人工海水を穏やかに流しながら、バイオフィルムを持つ各エラストマーを３分以内に３０サイクルにわたって所定のひずみまで一軸的に伸展させた。より具体的には、機械的伸展によってバイオフィルムを剥離させるために、シリコーンエラストマーであるエコフレックス００−１０（スムースオン（SMOOTH-ON）、米国）のフィルムを使用した。エコフレックスフィルムの厚さとずり弾性率はそれぞれ１ｍｍおよび１０．４ｋＰａであった。バイオフィルムがフィルムに接着した後、フィルムの端部２箇所をつかんで、周期的に伸展させたり弛緩させたりした。フィルムは、脱離した生物を運び去るために人工海水の持続的低せん断流（０．５ｍＬ／分）を使用しながら、３分間で３０サイクルにわたって、所定のひずみまで伸展させ弛緩させた。伸展後に、バイオフィルム剥離のパーセンテージを、印加ひずみの関数として測定した。図１０ｃおよび１０ｄは、印加ひずみが２％〜１４％の範囲にある臨界値を超えると、表面変形が、Ｃ．マリナ・バイオフィルムおよび大腸菌バイオフィルムの著しい剥離（すなわち＞８０％）を誘発することを示している。印加ひずみの臨界値はバイオフィルムの厚さに依存する（図１０ｃ）。興味深いことに、バイオフィルムが厚いほど、著しい剥離のために要求される臨界ひずみは低くなる。

バイオフィルムの剥離は、基材からの脱離プロセスであると解釈した（Ｊ．Ｗ．ＨｕｔｃｈｉｎｓｏｎおよびＺ．Ｓｕｏ，１９９２）。脱離するまでは、ポリマー層とバイオフィルムにおける機械的ひずみは同じである。この研究で使用した変形速度ではバイオフィルムが線形弾性であるとみなすと（Ｓｈａｗら，２００４）、バイオフィルムにおける単位面積あたりの弾性エネルギーはＨＹｅ^２／２と表すことができ、ここで、ｅは印加ひずみ、Ｙはバイオフィルムの平面ひずみヤング率、Ｈはバイオフィルムの厚さである。まず、バイオフィルムが、その厚さよりはるかに大きい長さスケールの全体にわたって完全性を維持していることを決定した。これは、長方形のエコフレックス表面上で６日間にわたってＣ．マリナのバイオフィルムを成長させ、次にそのバイオフィルムを上述の方法に従って染色することによって決定した。染色されたバイオフィルムは、エコフレックス表面の大部分を一様に覆っていた（データ未掲載）。次に、染色されたバイオフィルムを含有するエコフレックス基材の相対する２つの縁部をつかみ、手動でゆっくり一軸方向に２０％ひずみまで伸展させた。基材を伸展状態で保持し、バイオフィルムの形態に対する表面変形の効果を調べるために、顕微鏡下で観察した。変形した基材上のバイオフィルムは、バイオフィルムの厚さ（すなわち３０μｍ〜８０μｍ）よりはるかに大きい長さスケールの全体にわたって完全性を維持していた（データ未掲載）。それゆえに、バイオフィルムの剥離は、フィルムの脱離プロセスとして分析することができる。バイオフィルムがその厚さよりはるかに大きい長さスケールの全体にわたって完全性を維持していることから、脱離は、バイオフィルムの弾性エネルギーがバイオフィルムとポリマーとの間の接着エネルギーを超えた時に起こる。それゆえに、バイオフィルムの剥離のための臨界印加ひずみは、

（式中、Γは単位面積あたりのバイオフィルム−ポリマー接着エネルギーである）
と表すことができる。式（２）から、臨界ひずみはバイオフィルムの厚さの関数として単調に減少することが予測される。この予測は、バイオフィルムが薄いほど、要求される剥離のための臨界ひずみは高くなるという、図１０ｃの実験結果と一致している。

実施例７：肉眼的汚損生物に対する表面変形の効果
肉眼的汚損生物に対する表面変形の効果を調べるために、成体フジツボ（アンフィバラヌス（＝バラヌス）アンフィトライト（Ａｍｐｈｉｂａｌａｎｕｓ（＝Ｂａｌａｎｕｓ）ａｍｐｈｉｔｒｉｔｅ））（Ｒｉｔｔｓｃｈｏｆら，２００８）を、エラストマーの表面に再付着させた（脱離機構の図解については図１１参照）。フジツボの再付着は、先に公表されたプロトコールを使って行った（Ｒｉｔｔｓｃｈｏｆら，２００８）。簡単に述べると、フジツボ（アンフィバラヌス（＝バラヌス）アンフィトライト）をキプリスまで飼育し、Ｔ２（ノース・ダコタ州立大学から贈与）に定着させ、約７週間で基部直径が０．５ｃｍになるまで培養した。フジツボをＴ２表面から押し外し、直ちに空気中の試験表面に置き、湿度１００％で２４時間インキュベートした。その後、表面を流海水中に沈め、２週間にわたってブラインシュリンプを毎日給餌し、試験した。フジツボを強固に再付着させた後、エラストマー層を、さまざまな所定のひずみまで、周期的に伸展させ、次に、フジツボを剥離するためのずり応力を決定した（Ｒｉｔｔｓｃｈｏｆら，２００８）。フジツボ剥離のためのずり応力を、エラストマー層の印加ひずみの関数としてプロットした（図１１ｄ）。ポリマーの変形は、剥離に必要なずり応力を著しく低下させた。例えば、シルガード１８４基材における２５％の印加ひずみは、剥離力を６３％低下させ、１００％の印加ひずみはフジツボを完全に剥離させた。基材変形によるフジツボの脱離プロセスは、フジツボ−ポリマー界面における二つの亀裂の対称的伝播と理解することができる（図１１ｂ）。フジツボ−ポリマー系の弾性エネルギーの低下が、フジツボとポリマー基材との間の接着エネルギーを超えると、亀裂は伝播することになる（Ｌｕら，２００７）。フジツボの殻底はポリマー基材よりはるかに硬質である（Ｒａｍｓａｙら，２００８）。フジツボの列の下にある基材（図１１ｃ）は、平面ひずみ条件下で変形すると仮定する（図１１ａおよび図１１ｂ）。亀裂伝播によるエネルギー開放率（すなわち亀裂が伝播した時の系の一単位面積における弾性エネルギーの低下）は、Ｇ＝μ_ＳＬｆ（ｅ，Ｌ／Ｓ）と表すことができ、ここで、μ_Ｓはポリマー基材のずり弾性率であり、Ｌはフジツボと基材との間の接着領域の長さであり、Ｓは基材の幅であり、ｆは有限要素法計算により以下の説明に従って算出される無次元関数である。Ｓ４。フジツボの脱離のためのエネルギー開放率。エラストマーフィルム上のフジツボの列の系（図１１ｃ）を、２Ｄ平面ひずみモデルとして単純化した（データ未掲載）。エコフレックスフィルムを、ずり弾性率μ_Ｓのを有するネオ−フック材料としてモデル化し、無限に厚いと仮定した。フジツボを硬質体としてモデル化した。フジツボとポリマー基材との間の結合長さをＬと表す。エネルギー開放率を市販の有限要素法パッケージＡＢＡＱＵＳ６．１０．１（ＳＩＭＵＬＩＡ、米国）によって計算した（データ未掲載）。変形が小さければ（＜１０％ひずみ）、エネルギー開放率は、

（式中、Ｓはポリマーフィルムの幅である）
に従う（Ｌｕら，２００７）。エネルギー開放率は、ポリマーのずり弾性率μ_Ｓおよび標準化された接触長Ｌ／Ｓと共に増加することが決定された（データ未掲載）。曲線の初期部分（すなわち低ひずみ値）は、一貫して理論的結果と合致した。この実験から、Ｇはμ_Ｓ、ｅおよびＬの単調増加関数であることが示された。エネルギー開放率Ｇが、フジツボと基材との間の接着エネルギーΓと等しいと考えると、

が得られる。式（３）を解くことによって、任意の印加ひずみｅにおけるフジツボと基材との間の接着長さＬを算出することができる。図１１ｄから、フジツボ−シルガード１８４とフジツボ−エコフレックスシステムの接着強さはほぼ同じであることがわかる。しかし、シルガード１８４の方が、エコフレックスよりはるかに高いずり弾性率を有するので、同じ印加ひずみに付した場合は、シルガード１８４基材の方が、エコフレックス基材より効果的にフジツボを剥離する（すなわち小さいＬを与える）はずである。この予測は実験結果と一致している（図１１ｄ）。

実施例８：微視的および肉眼的生物付着モデルの能動的剥離のための空気ネットワーク
表面変形を達成するための代替的手段として、空気ネットワークの使用（Ｉｌｉｅｖｓｋｉら，２０１１）を、微視的および肉眼的生物付着モデルの能動的剥離に関して調べた。上述のように成体フジツボを表面に再付着させ成長させた後で、Ｃ．マリナのバイオフィルムをエラストマーの表面に７日間成長させた。図１２ａに図解するように、エラストマー層の下に空気チャネルを製作し、ネットワークの底面を硬質なプレートに結合させた。圧力−作動プロトタイプを製作するためのプロセスは、パターン形成された気道チャネルを内部に持つパターン形成エコフレックス層をキャスティングするための鋳型として、３Ｄプリンタ（ＳＴＲＡＴＡＳＹＳ、米国）を使って、プラスチック製プロトタイプを製作することであった。次に、エコフレックス層を、ガラス板上にスピンコーティングした未硬化のエコフレックスフィルム（約２００μｍ）に接着することで、パターン形成エコフレックス層をガラス板に結合させた。硬化後に、パターン形成エコフレックスネットワークは、ガラススライドに強固に結合されて、閉じた空気チャネルを形成した。各空気チャネルは、厚さ約１ｍｍの長いエコフレックスストリップで覆われた。ネットワークの相対する２つの壁に小さな穴をあけ、一方を空気注入用のゴム管に接続し、他方はデジタル圧力トランスデューサ（タチカラ・インク（TACHIKARA,INC.））に接続した。次に、空気ポンプ（ＭＡＳＴＥＲＦＬＥＸ）を使ってエコフレックス層を作動させた。空気チャネル中の圧力を徐々に増加させ、バイオフィルムの被覆率とフジツボに関する剥離せん断応力とを測定した。エコフレックス層のチャネル中の気圧を制御することにより、層の表面を、３分間で３０サイクルにわたって、可逆的に変形させた。空気をチャネル中に送り込むと、空気チャネル上の薄いエコフレックスストリップが上向きに弯曲して、制御された表面変形を誘発した（図１２参照）。図１２に示すように、空気ネットワークの動的エラストマー表面は、バイオフィルムとフジツボの両方を能動的かつ効果的に剥離させることができる。例えば３ｋＰａの気圧は、２３％の表面ひずみと、バイオフィルムのほぼ１００％の剥離を誘発した。フジツボを完全に剥離するには、さらに高い圧力（約１５ｋＰａ）が必要であった。

気圧と表面のひずみとの間の関係を以下の手順に従って決定した。長いエコフレックスストリップの変形を説明するために、２Ｄ平面ひずみモデルを構築することによって、空気チャネルネットワークの上のエコフレックスストリップの圧力制御弯曲をモデル化した（データ未掲載）。２つの端部をつかんだエコフレックスストリップを一様な圧力Ｐに付し、半径Ｒの弧として外向きに弯曲させた。フィルムの初期長さおよび膨れ時の長さを、それぞれ２Ｌおよび２ｌと表し、フィルムの初期厚さおよび膨れ時の厚さをＨおよびｈと表した。力平衡は

（式中、σ_θは膜応力である）
を与える。フィルムにおける２つの主ストレッチは

（式中、２θは弧の角度である）
である。エコフレックスフィルムは、ネオ−フックモデル、すなわち

（式中、ρ_０はエラストマーにおける静流体圧である）
に従う。半径方向応力σ_ｒ≒０であること考えると、式（Ｓ４）は、

となる。

式（Ｓ２、Ｓ３、Ｓ５）を組み合わせて、印加圧力Ｐとエコフレックスフィルムの表面ひずみとの間の関係ｅ＝λ_θ−１を算出した。理論的結果は一貫して実験データと合致した（データ未掲載）。ここに掲載するデータは、空気ネットワークによって作動させる動的表面の防汚能力を証明している。エラストマーを変形させるための流体圧ネットワーク（Ｔｈｏｒｓｅｎら，２００２）は同様に機能することが予想される。

実施例９：粘弾性および結晶性バイオフィルムによる外被の遊離を促進するための伸展による能動的表面ゆがみ
尿道カテーテルデバイスにおける粘弾性および結晶性バイオフィルムによる外被を遊離させる能力について試験するために、インビトロ膀胱モデルを構築した。このモデルは、ミニインキュベータによって３７℃に維持されたドリップフローリアクタからなった。ｐ．ミラビリス（ｐ．ｍｉｒａｂｉｌｉｓ）に使用した培地は人工尿であり、脱イオン水中の塩化カルシウム０．４９ｇ／Ｌ、塩化マグネシウム六水和物０．６５ｇ／Ｌ、塩化ナトリウム４．６ｇ／Ｌ、硫酸二ナトリウム２．３ｇ／Ｌ、クエン酸三ナトリウム二水和物０．６５ｇ／Ｌ、シュウ酸二ナトリウム０．０２ｇ／Ｌ、リン酸二水素カリウム２．８ｇ／Ｌ、塩化カリウム１．６ｇ／Ｌ、塩化アンモニウム１．０ｇ／Ｌ、尿素２５ｇ／Ｌ、およびゼラチン５．０ｇ／Ｌから構成された。培地のｐＨを６．１に調節した後、滅菌した。トリプトン・ソイ・ブロス（ＴＲＹＰＴＯＮＥ ＳＯＹＡ ＢＲＯＴＨ）を別途調製し、オートクレーブし、滅菌基礎培地に最終濃度が１．０ｇ／Ｌになるように加えることで、全人工尿培地を作った。大腸菌用の培地はナチュラルブロス（ＮＡＴＵＲＡＬ ＢＲＯＴＨ）（ＮＢ）またはトリプトン・ソイ・ブロスとした。

インビトロ膀胱モデルは、ミニインキュベータで３７℃に維持したドリップフローリアクタからなった。ドリップフローリアクタは、チューブ、その内部にある平坦な試験片またはカテーテル切片を有することができる。ＤＦＲ中の試料を、人工尿中の４時間ｐ．ミラビリス細菌培養物２０ｍＬまたはＮＢ中の２４時間大腸菌培養物２０ｍＬのどちらかで感染させた。感染培養物を１時間放置してから培地供給を再開した。

蠕動ポンプを使って人工尿培地を０．５ｍＬ／分の流速でモデルに持続的に流した。所望の時点まで、または系の封鎖が起こるまで、モデルを連続稼働した。試料をリアクタから取り出し、所望の量まで伸展させるか、表面をゆがませ、軽くすすいでから、蛍光染色した。蛍光染料（ＣＹＴＯ１３）は細胞外マトリックス（ＥＣＭ）ならびに細胞に結合した。次に蛍光染色試料を撮像し、蛍光強度を測定した。蛍光強度を使ってバイオフィルム遊離のパーセンテージを算出した。

エラストマー内腔表面を細菌懸濁液に曝露した後、ＮＢ培地の連続流を７日間供給することにより、大腸菌バイオフィルムを管状試料（シリコーンチューブ、ＶＷＲ）上で成長させた。バイオフィルムは曝露された内腔表面を覆った。対照試料はひずみサイクルに付さなかったが、試験試料は１０〜５０％の範囲のひずみに２０サイクルにわたって曝露した。１０％ひずみ試料は８０％のバイオフィルム遊離を示し、５０％ひずみ試料は９０％を上回るバイオフィルム遊離を示した。これらの結果は、表面変形が、典型的なバイオフィルム粘弾性の機械的性質を有する尿バイオフィルムを効果的に剥離したことを裏付けている。蛍光画像の視覚的観察により、バイオフィルムの大部分は剥離していたことが確認された。

エラストマー表面を細菌懸濁液に曝露した後、人工尿培地の連続流を１日供給することにより、Ｐ．ミラビリス・バイオフィルムを平坦な試験試料（ドラゴンスキン（ＤＲＡＧＯＮ ＳＫＩＮ）００２０、スムースオン・インク（SMOOTH-ON,INC.））上で成長させた。結晶性バイオフィルムが曝露された表面を覆い、結晶性構造が顕微鏡下で確認された。対照試料はひずみサイクルに付さなかったが、試験試料は１０〜５０％の範囲のひずみに１５サイクルにわたって曝露した。１０％ひずみ試料は５０％のバイオフィルム遊離を示し、５０％ひずみ試料は９０％を上回るバイオフィルム遊離を示した。これらの結果は、表面変形が、高弾性率および低粘弾性の機械的性質を有する血漿性尿バイオフィルムを効果的に剥離したことを裏付けている。蛍光画像の視覚的観察により、変形させた領域ではバイオフィルムの大部分が剥離することが確認された。加えて、変形させた領域では、残りのバイオフィルム領域に、亀裂が観察された。

エラストマー内腔表面を細菌懸濁液に曝露してから、人工尿培地の連続流を２日間供給することにより、Ｐ．ミラビリス・バイオフィルムを管状試料（シリコーンチューブ、ＶＷＲ）上で成長させた。結晶性バイオフィルムが、曝露された内腔表面を覆い、裸眼での観察で見ることができた。対照試料はひずみサイクルに付さなかったが、試験試料は１０〜５０％の範囲のひずみに１５サイクルにわたって曝露した。１０％ひずみ試料は６８％のバイオフィルム遊離を示し、５０％ひずみ試料は９８％を上回るバイオフィルム遊離を示した。これらの結果は、表面変形が、高弾性率および低粘弾性の機械的性質を有する血漿性尿バイオフィルムを効果的に剥離したことを裏付けている。より厚いと思われるバイオフィルム（１日間の成長に対して２日間の成長によるもの）の方が、１０％ひずみ時に遊離するバイオフィルムのパーセンテージが高く、変動性も低かった。この結果は、バイオフィルム遊離技術の臨床適用を支持しており、治療的バイオフィルム剥離間の時間の増加は、患者によって有利であるだろう。

要約すると、ポリマー表面の変形は、微生物バイオフィルムおよび肉眼的汚損生物を効果的に剥離することができる。能動的な生物表面に触発されて、電圧、機械的伸展および気圧を含む外部刺激に応答して動的に変形する能力を持つ単純なエラストマー表面を創製した。動的表面変形の使用は補足的手段であり、生物付着管理のための他の手段、例えば表面修飾、制御遊離ならびにマイクロトポグラフィおよびナノトポグラフィを強化することができる。

本明細書について言及した特許または刊行物はいずれも、本開示が関係する分野の当業者の水準を示すものである。これらの特許および刊行物は、あたかも個々の刊行物について具体的かつ個別に参照によって組み込まれることを示したかのように、参照により本明細書に組み込まれるものとする。

本開示が、対象を実行し、言及した目的および利点、ならびにそこに固有のものを得ることに、よく適合していることは、当業者には容易に理解されるであろう。本実施例は、本明細書に記載する方法、手順、組成物、デバイス、システム、および機器と共に、現時点で、さまざまな実施形態を代表し、例示するものであって、ここに開示する主題の範囲への限定を意図していない。当業者であれば、特許請求の範囲によって画定され、本明細書に概説する、ここに開示する主題の主旨に包含される、それらの変更および他の使用にも考えが至る。

Claims (106)

1. 生物材料と接触するための表面；および
   表面を第１形状と第２形状との間で変化させるように構成された構造を含む機構
   を含み、汚損物質が第１形状にある表面に結合している場合に、第１形状から第２形状への変化が、表面からの汚損物質の脱離のための臨界ひずみを超えて表面を変形させる、デバイス。
2. 前記表面が内腔を画定する、請求項１に記載のデバイス。
3. 前記表面がカテーテルの内腔を画定する、請求項１に記載のデバイス。
4. 前記表面がポリマーを含む材料によって画定される、請求項１に記載のデバイス。
5. 前記表面が、ポリジメチルシロキサン、シリコーンゴム、アクリル系エラストマー、ポリウレタン、またはフルオロエラストマーの一つを含む材料によって画定される、請求項１に記載のデバイス。
6. 前記構造が、前記表面を前記第１形状と前記第２形状との間で変化させるために、前記表面に機械力を印加するように構成されている、請求項１に記載のデバイス。
7. 前記表面が材料によって画定されており、
   前記構造が、前記第１形状と前記第２形状との間での変化を表面に引き起こさせるために、前記材料に空気圧を印加するように構成されている、請求項１に記載のデバイス。
8. 前記表面が内腔を画定し、
   前記構造が、前記内腔を実質的に取り囲んでいて、膨張した時に前記空洞が前記内腔にぶつかって前記表面を前記第１形状から前記第２形状へと変化させ、収縮した時に前記表面を変化させて前記第１形状に戻すような形で、膨張および収縮するように構成された、少なくとも１つの空洞を画定する、請求項１に記載のデバイス。
9. 前記空洞を実質的に取り囲む高いデュロメータシースをさらに含む、請求項８に記載のデバイス。
10. 前記内腔がカテーテルの内腔である、請求項８に記載のデバイス。
11. 前記少なくとも１つの空洞が、前記少なくとも１つの空洞を膨張させるように構成されたポンプポートに流体接続されている、請求項８に記載のデバイス。
12. 前記ポンプポートが、空気圧の印加によって前記少なくとも１つの空洞を膨張させるように構成されている、請求項１１に記載のデバイス。
13. 前記内腔が第１側面および第２側面を有し、前記第２形状では前記第１側面と前記第２側面とが接触する、請求項８に記載のデバイス。
14. 体内に位置する端部で膨張するように構成され、かつ挿入後のバルーン構造の膨張が前記カテーテルを適所に保持するような形で前記体内に位置する端部を膨張させるように構成された体外に位置する膨張ポートを含んでいる前記バルーン構造のための、開口部をさらに含む、請求項８に記載のデバイス。
15. 前記カテーテルが尿道カテーテルである、請求項８に記載のデバイス。
16. 前記表面が内腔を画定し、
    前記内腔を実質的に取り囲んでいて、前記第１形状において前記内腔にぶつかり、収縮した時に前記空洞が前記内腔にぶつかるのをやめて前記表面を前記第１形状から前記第２形状へと変化させるような形で、収縮および膨張するように構成されている少なくとも１つの空洞を、前記構造が画定する、請求項１に記載のデバイス。
17. 前記表面が第１内腔を画定し、
    前記デバイスが、前記第１内腔の長手方向に沿って１つ以上の位置で前記第１内腔に流体接続されていてフラッシング流体を前記第１内腔中に導くように構成された第２内腔を、さらに含む、
    請求項１に記載のデバイス。
18. デバイスの表面から汚損物質を脱離させるための方法であって、
    生物材料との接触によって汚損物質が結合した状態になっている第１形状と、第２形状との間で、前記第１形状から前記第２形状への変化が、デバイスの表面からの前記汚損物質の脱離のための臨界ひずみを超えて前記表面を変形させるように、前記デバイスの前記表面を変化させること
    を含む方法。
19. 前記表面が内腔を画定する、請求項１８に記載の方法。
20. 前記表面がカテーテルの内腔を画定する、請求項１８に記載の方法。
21. 前記表面がポリマーを含む材料によって画定される、請求項１８に記載の方法。
22. 前記表面が、ポリジメチルシロキサン、シリコーンゴム、アクリル系エラストマー、ポリウレタン、またはフルオロエラストマーの一つを含む材料によって画定される、請求項１８に記載の方法。
23. 前記表面を前記第１形状と前記第２形状との間で変化させることが、前記表面に機械力を印加することを含む、請求項１８に記載の方法。
24. 前記表面が材料によって画定されており、
    前記機械力を印加することが、前記第１形状と前記第２形状との間での変化を前記表面に引き起こさせるために、前記材料に空気圧を印加することを含む、請求項２３に記載の方法。
25. 前記表面が内腔を画定し、
    前記方法が、前記内腔を実質的に取り囲む少なくとも１つの空洞を画定する構造を設けることをさらに含み、
    前記表面を変化させることが、少なくとも１つの膨張した空洞が内腔にぶつかって前記表面を前記第１形状から前記第２形状へと変化させるような形で、前記少なくとも１つの空洞を膨張させることを含む、請求項１８に記載の方法。
26. 前記デバイスが、前記空洞を実質的に取り囲む高デュロメータシースをさらに含む、請求項２５に記載の方法。
27. 前記内腔がカテーテルの内腔である、請求項２５に記載の方法。
28. 前記空洞が、前記少なくとも１つの空洞を膨張させるように構成されたポンプに流体接続されている、請求項２５に記載の方法。
29. 前記少なくとも１つの空洞を膨張させることが、空気圧を印加することを含む、請求項２５に記載の方法。
30. 挿入後のバルーン構造の膨張がカテーテルを適所に保持するような形で体内端において膨張するように構成されたバルーン構造を設けることをさらに含む、請求項２５に記載の方法。
31. 前記カテーテルが尿道カテーテルである、請求項２５に記載の方法。
32. 前記表面が内腔を画定し、
    前記方法が、前記内腔を実質的に取り囲んでいて、前記第１形状において前記内腔にぶつかる、少なくとも１つの空洞を画定する構造を設けることをさらに含み、
    前記表面を変化させることが、前記少なくとも１つの収縮した空洞が内腔にぶつかるのをやめて、前記表面を前記第１形状から前記第２形状へと変化させるような形で、前記少なくとも１つの空洞を収縮させることを含む、
    請求項２５に記載の方法。
33. 前記表面が第１内腔を画定し、
    前記デバイスが、前記第１内腔の長手方向に沿って１つ以上の位置で前記第１内腔に流体接続されていてフラッシング流体を前記第１内腔中に導くように構成された第２内腔を、さらに含む、
    請求項２５に記載の方法。
34. 電極；
    前記電極に付着していて生物材料と接触するための表面を画定する層；および
    前記表面を第１形状と第２形状との間で変化させるような形で前記電極と前記生物材料との間に電圧を印加するように構成された電圧源
    を含み、
    前記汚損物質が前記第１形状にある前記表面に結合している場合に、前記第１形状から前記第２形状への前記変化が、前記表面からの汚損物質の脱離のための臨界ひずみを超えて前記表面を変形させる、
    システム。
35. 前記電極が、金属、導電性テープ、導電性酸化物、半導体の一つを含む、請求項３４に記載のシステム。
36. 前記電極が導電性材料の層を含む、請求項３４に記載のシステム。
37. 前記生物材料が電解質溶液を含む、請求項３４に記載のシステム。
38. 前記層がポリマーを含む、請求項３４に記載のシステム。
39. 前記ポリマーの層がコーティングを含む、請求項３８に記載のシステム。
40. 前記コーティングがスピンコーティング技法によって塗布される、請求項３９に記載のシステム。
41. 前記表面にテクスチャ加工が施されている、請求項３４に記載のシステム。
42. 前記層が、ポリテトラフルオロエチレン、ポリ（４，４’−オキシジフェニレン−ピロメリトイミド、ポリエチレン、またはセラミックスの一つを含む、請求項３４に記載のシステム。
43. 前記層が、ポリジメチルシロキサン、シリコーンゴム、アクリル系エラストマー、ポリウレタン、またはフルオロエラストマーの一つを含む、請求項３４に記載のシステム。
44. 前記層が約１０μｍ〜１ｍｍの厚さを有する、請求項３４に記載のシステム。
45. 前記層が約１μｍ〜５００μｍの厚さを有する、請求項３４に記載のシステム。
46. 前記層が約０．５ＫＰａ〜約２ＭＰａのヤング率を有する、請求項３４に記載のシステム。
47. 前記層が約１ＫＰａ〜約１ＭＰａのヤング率を有する、請求項３４に記載のシステム。
48. 前記印加電圧が振動電圧である、請求項３４に記載のシステム。
49. 前記振動電圧が約０．１Ｈｚ〜約１００Ｈｚである、請求項４８に記載のシステム。
50. 前記振動電圧が約０．５Ｈｚ〜約１０Ｈｚである、請求項４８に記載のシステム。
51. 前記印加電圧が約０ｋＶ〜約２０ｋＶである、請求項４８に記載のシステム。
52. 前記印加電圧が約１００Ｖ〜約８ｋＶである、請求項４８に記載のシステム。
53. 前記印加電圧が約３ｋＶ〜約６ｋＶである、請求項４８に記載のシステム。
54. 前記電圧が少なくとも５分間は印加される、請求項３４に記載のシステム。
55. 前記表面を前記第１形状と前記第２形状との間で変化させるための前記印加電圧を変化させるために電圧源を制御するように構成されたコントローラをさらに含む、請求項３４に記載のシステム。
56. 電極を設けること；
    前記電極に付着していて生物材料と接触するための表面を画定する層を設けること；および
    前記表面を第１形状と第２形状との間で変化させるような形で前記電極と前記生物材料との間に電圧を印加すること
    を含む方法であって、汚損物質が前記第１形状にある前記表面に結合している場合に、前記第１形状から前記第２形状への前記変化が、前記表面からの前記汚損物質の脱離のための臨界ひずみを超えて前記表面を変形させる方法。
57. 前記電極が、金属、導電性テープ、導電性酸化物、半導体の一つを含む、請求項５６に記載の方法。
58. 前記電極が導電性材料の層を含む、請求項５６に記載の方法。
59. 前記生物材料が電解質溶液を含む、請求項５６に記載の方法。
60. 前記層がポリマーを含む、請求項５６に記載の方法。
61. 前記ポリマーの層がコーティングを含む、請求項６０に記載の方法。
62. スピンコーティング技法によって前記コーティングを設けることをさらに含む、請求項６１に記載の方法。
63. 前記表面にテクスチャ加工が施される、請求項５６に記載の方法。
64. 前記層が、ポリテトラフルオロエチレン、ポリ（４，４’−オキシジフェニレン−ピロメリトイミド、ポリエチレン、またはセラミックスの一つを含む、請求項５６に記載の方法。
65. 前記層が、ポリジメチルシロキサン、シリコーンゴム、アクリル系エラストマー、ポリウレタン、またはフルオロエラストマーの一つを含む、請求項５６に記載の方法。
66. 前記層が約１０μｍ〜１ｍｍの厚さを有する、請求項５６に記載の方法。
67. 前記層が約１μｍ〜５００μｍの厚さを有する、請求項５６に記載の方法。
68. 前記層が約０．５ＫＰａ〜約２ＭＰａのヤング率を有する、請求項５６に記載の方法。
69. 前記層が約１ＫＰａ〜約１ＭＰａのヤング率を有する、請求項５６に記載の方法。
70. 前記印加電圧が振動電圧である、請求項５６に記載の方法。
71. 前記振動電圧が約０．１Ｈｚ〜約１００Ｈｚである、請求項７０に記載の方法。
72. 前記振動電圧が約０．５Ｈｚ〜約１０Ｈｚである、請求項７０に記載の方法。
73. 前記印加電圧が約０ｋＶ〜約２０ｋＶである、請求項７０に記載の方法。
74. 前記印加電圧が約１００Ｖ〜約８ｋＶである、請求項７０に記載の方法。
75. 前記印加電圧が約３ｋＶ〜約６ｋＶである、請求項７０に記載の方法。
76. 前記電圧を印加することが、前記電圧を少なくとも５分間印加することを含む、請求項５６に記載の方法。
77. 前記表面を前記第１形状と前記第２形状との間で変化させる目的で前記印加電圧を変化させるために電圧源を制御することをさらに含む、請求項５６に記載の方法。
78. 表面から細胞コンポーネントを剥離させるためのデバイスであって、
    細胞コンポーネントと接触するための表面；および
    第１形状から第２形状への変化が、前記表面からの細胞コンポーネントの剥離のための臨界ひずみを超えて表面を変形させるような形で、細胞コンポーネントが付着した状態になっている前記第１形状と、前記第２形状との間で、前記表面を変化させるように構成された機構
    を含むデバイス。
79. 前記表面が、組織スキャフォールド、細胞培養スキャフォールド、または加工装置の一つを画定する、請求項７８に記載のデバイス。
80. 前記細胞コンポーネントが、細胞培養、組織培養、またはバイオフィルムの一つを含む、請求項７８に記載のデバイス。
81. 前記機構が、前記表面を前記第１形状と前記第２形状との間で変化させるために表面に機械力を印加するように構成されている、請求項７８に記載のデバイス。
82. 前記表面が材料によって画定されており、
    前記機構が、前記第１形状と前記第２形状との間での変化を前記表面に引き起こさせるために前記材料に空気圧を印加するように構成されている、請求項８１に記載のデバイス。
83. 前記機構が、前記表面の近傍に位置して、前記表面を前記第１形状から前記第２形状へと変化させるために前記空洞が前記表面に力を発揮するような形で膨張するように構成された、少なくとも１つの空洞を画定する構造を含む、請求項７８に記載のデバイス。
84. 表面から細胞コンポーネントを剥離させるための方法であって、
    第１形状から第２形状への変化が、前記表面からの前記細胞コンポーネントの剥離のための臨界ひずみを超えて前記表面を変形させるような形で、細胞コンポーネントが付着した状態になっている前記第１形状と前記第２形状との間で、表面を変化させること
    を含む方法。
85. 前記表面が、組織スキャフォールド、細胞培養スキャフォールド、または加工装置の一つを画定する、請求項８４に記載の方法。
86. 前記細胞コンポーネントが、細胞培養、組織培養、またはバイオフィルムの一つを含む、請求項８４に記載の方法。
87. 前記表面を前記第１形状と前記第２形状との間で変化させることが、前記表面に機械力を印加することを含む、請求項８４に記載の方法。
88. 前記表面が材料によって画定されており、
    前記機械力を印加することが、前記第１形状と前記第２形状との間での変化を前記表面に引き起こさせるために前記材料に空気圧を印加することを含む、
    請求項８７に記載の方法。
89. 前記表面の近傍に位置する少なくとも１つの空洞を画定する構造を設けることをさらに含み、
    前記表面を変化させることが、少なくとも１つの膨張した空洞が前記表面に力を発揮して前記表面を前記第１形状から前記第２形状へと変化させるような形で、前記少なくとも１つの空洞を膨張させることを含む、
    請求項８４に記載の方法。
90. 生物材料における物理的状態を測定し、前記測定に基づいてシグナルを生成するように構成された、前記生物材料に曝露されるための表面を含むセンサ；
    前記センサの前記表面を少なくとも部分的に覆い、かつ前記生物材料と接触するためのもう一つの表面を画定するカバー；および
    前記カバーの表面を第１形状と第２形状との間で変化させるように構成された機構
    を含み、前記センサの表面の少なくとも一部分が前記生物材料に曝露されるような形で、汚損物質が前記センサの前記表面と第１形状にある前記カバーの表面とに結合している場合に、第１形状から第２形状への変化が、前記カバーの前記表面の少なくとも一部分からの前記汚損物質の脱離のための臨界ひずみを超えてカバーの表面を変形させる、デバイス。
91. 前記センサが留置型センサである、請求項９０に記載のデバイス。
92. 前記留置型センサがグルコースセンサである、請求項９１に記載のデバイス。
93. 前記留置型センサが、酸素センサ、ｐＨセンサ、動脈血液ガスセンサ、温度センサ、二酸化炭素センサ、毒物センサの１つ以上である、請求項９１に記載のデバイス。
94. 前記物理的状態が、分析物の測定を含む、請求項９０に記載のデバイス。
95. 前記機構が、それぞれが前記カバー内に配置された空洞を画定する１つ以上の可膨張コンポーネントを含む、請求項９０に記載のデバイス。
96. 前記機構が、前記１つ以上の可膨張空洞に流体接続するように構成され、かつ前記カバーの前記表面を前記第１形状と前記第２形状との間で変化させるために１つ以上の可膨張コンポーネントの前記空洞を膨張および収縮させるように構成されたポンプを含む、請求項９５に記載のデバイス。
97. 前記１つ以上の可膨張コンポーネントが、第１および第２可膨張コンポーネントを含み、
    前記カバーが、前記センサによる測定のために分析物が前記センサの前記表面に移動することを可能にするために、前記第１および第２可膨張コンポーネントの間に位置する多孔性材料を含む、
    請求項９６に記載のデバイス。
98. 生物材料における物理的状態を測定し、前記測定に基づいてシグナルを生成するように構成された、前記生物材料に曝露されるための表面を含むセンサ；および
    前記センサの前記表面を少なくとも部分的に覆い、かつ前記生物材料と接触するためのもう一つの表面を画定するカバー；
    を含むデバイスを用意すること；
    前記センサの前記表面を前記生物材料に曝露すること；および
    前記カバーの前記表面を第１形状と第２形状との間で変化させること
    を含み、前記センサの前記表面の少なくとも一部分が生物材料に曝露されるような形で、汚損物質が前記センサの前記表面と前記第１形状にある前記カバーの前記表面とに結合している場合に、前記第１形状から前記第２形状への前記変化が、前記カバーの前記表面の少なくとも一部分からの前記汚損物質の脱離のための臨界ひずみを超えて前記カバーの前記表面を変形させる、方法。
99. 前記センサが留置型センサである、請求項９８に記載の方法。
100. 前記留置型センサがグルコースセンサである、請求項９８に記載の方法。
101. 前記留置型センサが、酸素センサ、ｐＨセンサ、動脈血液ガスセンサ、温度センサ、二酸化炭素センサ、毒物センサの１つ以上である、請求項９８に記載の方法。
102. 前記物理的状態が、分析物の測定を含む、請求項９８に記載の方法。
103. 前記デバイスが、それぞれがカバー内に配置された空洞を画定する１つ以上の可膨張コンポーネントをさらに含む、請求項９８に記載の方法。
104. 前記カバーの前記表面を前記第１形状と前記第２形状との間で変化させるために１つ以上の可膨張コンポーネントの前記空洞を膨張および収縮させることをさらに含む、請求項１０３に記載の方法。
105. 前記１つ以上の可膨張コンポーネントが第１および第２可膨張コンポーネントを含み、
     前記カバーが、前記センサによる測定のために分析物が前記センサの表面に移動することを可能にするために、前記第１および第２可膨張コンポーネントの間に位置する多孔性材料を含む、
     請求項１０４に記載の方法。
106. 前記デバイスを使って前記物理的状態を測定し、前記測定に基づいて前記シグナルを生成させることをさらに含む、請求項９８に記載の方法。

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