JP2015513349A - 組織修復のための基礎材システム - Google Patents

Abstract

組織の損傷を治療する装置は、哺乳類の内腔組織構造の部分内に配置可能な、ステント技術により保持される拡張可能な基礎材を含み、基礎材は生分解性化合物からなる電界紡糸された繊維で構成される。基礎材は、組織が再構築されるのを可能にする一時的なテンプレートとして機能する。【選択図】図

Description

本発明は、一般的に、心血管、血管内および内腔症状の治療および治療方法に関する。より具体的にいうと、本発明は、動脈瘤または他の損傷した複合組織の治療に関する。

一般的にＡＡＡと呼ばれる腹部大動脈瘤は、腹部大動脈の膨大の５０％を占め、主として平滑筋細胞からなる血管壁層である中膜の破裂により引き起こされると思われる。ＡＡＡの正確な原因はよくわからないが、血流力学の作用、ならびに局所的細胞外マトリクスリモデリング、マクロファージおよびリンパ球の侵入およびマトリクスメタロプロテイナーゼ酵素内での増加を含む複雑なプロセスであると考えられており、全てがエラスチン繊維および平滑筋細胞の破壊に関与する。徐々に、中膜のエラスチン繊維の緩やかな減少、中膜内のコラーゲンの菲薄化および内膜の肥厚が動脈瘤の傾向を高める。中膜の弾性および強度の低下および代償性コラーゲン産生は、動脈の膨張につながり、動脈瘤を形成する。組織学的に、動脈瘤エラスチン断裂、慢性経壁炎症、および平滑筋細胞の減少が観察される。動脈瘤の進行は、分子メディエータおよびマトリクスメタロプロテイナーゼ２および９を含む細胞外マトリクス分解プロテイナーゼにより特徴付けられる。コラーゲンのターンオーバの増加が、動脈瘤の膨張および破裂の潜在的原因として標的とされてきた。

研究は、５０才以上の全ての人の３％、主に男性がＡＡＡを有することを示す。また、６５才を超える年齢の男性の２．１％は、大動脈動脈瘤破裂で死亡する。大動脈の平均は腎臓のレベルでおよそ直径２ｃｍである。従って、動脈瘤は技術的に３ｃｍの拡張である。６５才までに、男性の５％と女性の１．７％は、少なくとも３ｃｍの大動脈直径を有する。３ｃｍ以上のＡＡＡの有病率は、６５才を超えると１０年ごとに６％増加する。しかし、多くの動脈瘤は４ｃｍに達するまで臨床的に関連があるとみなされず、それらがおよそ５ｃｍになるまで通常手術は指示されない。破裂のリスクは、動脈瘤の直径と共に増加することが知られている。動脈瘤破裂患者のわずか２５％しか病院へは到着せず、手術室に間に合うのはわずか１０％である。そのような高死亡率のため、動脈瘤が破裂する前に治療することが重要である。

ＡＡＡの現在の治療は、切開手術または血管内動脈瘤修復のどちらかを含み、患者の生理機能および病状による。動脈瘤の切開手術は１９５１年にＤｕｂｏｓｔと同僚により最初に実行されたが、１９６３年に現在の後腹膜アプローチを用いてＣｈａｒｌｅｓＲｏｂにより再紹介された。後腹膜アプローチでは、患者が腹臥のとき、１１番目の肋骨より高い動脈瘤にアクセスできない。代替的な切開手術の方法は経腹膜技術であり、それでは正中切開によって動脈瘤にアクセスする。１９９１年にＪｕａｎ Ｐａｒｏｄｉが切開手術の別のアプローチを紹介し、それでは動脈瘤を覆う血管内グラフトの挿入（血管内動脈瘤修復（ＥＶＡＲ））に腸骨大腿骨アクセスを使用した。

ＥＶＡＲは、動脈瘤上および腸骨大腿動脈内にグラフトを置くのにステント技術を使用し、分岐で分かれる。グラフトは、動脈への広範囲の損傷なく大動脈の動脈瘤区域を塞ぐよう機能する。現在ＦＤＡ承認のステントグラフトは、ステンレス鋼上の織りポリエステル（ＰＥＴ）またはｅＰＴＦＥグラフト、コバルト−クロム合金、またはニチノールステントのどれかを含む。グラフトは、自己拡張、ステント、挿入管、またはこれらの組み合わせを用いて固定される。しかし、グラフトは血流から病変部分を分離することを意味するので、実施には固有の問題がある。大動脈の蛇行および腸骨分岐部、特に９０°以上の角形成は、埋め込み後のエンドリークにつながりかねず、エンドリークでは血液がグラフトと大動脈内腔の間を滲出して動脈瘤に到達する。石灰化および血栓の現象もまた、特に石灰化が５０％より大きい、または血栓形成が２５％〜５０％のとき、ＥＶＡＲの効果を限定する役割をする。ＥＶＡＲグラフトの成功は、４タイプのエンドリークのいずれもないことによって通常定義される。タイプＩのエンドリークは、グラフトの近位または遠位端部のどちらかでグラフトと血管壁の間を血液が流れるときに起こる。血液が分岐血管から動脈瘤嚢内に流れるとき、タイプＩＩのエンドリークとみなされる。タイプＩＩＩのエンドリークは、グラフトの異なる区分間の貧弱な融着の結果である。グラフト素材を通して漏出が起こる場合、タイプＩＶのエンドリークとみなされる。タイプＩＩおよびＩＶは通常自然に解決するが、タイプＩおよびＩＩＩは危険がより大きく、その後の処置の間に修復しなければならない。

特に凝固およびフィブリン溶解系の観点から、適切に評価するため、ＡＡＡ治療の血管内グラフトのテストは、まず生体外での適切な細胞培養評価、および組織の機械的特性テストを必要とし、それから適切なＡＡＡ動物モデルである。現在のＥＶＡＲ装置のテストについて、イヌおよびブタモデルが適切とみなされる。

組織修復装置は、哺乳類の内腔組織構造の部分内に位置決め可能な、拡張可能な基礎材を有する。基礎材は、実質的に曲線状の繊維を有する第１の面、および実質的に直線状の繊維を有する第２の面を備える。いくつかの実施形態では、第１の面は凹面であり、および第２の面は凸面である。基礎材が哺乳類の内腔組織構造内に位置決められるとき、基礎材の第１の面は細胞の付着に適切な面を提供し、一方で基礎材の第２の面は細胞の侵入および組織化を促進する。いくつかの実施形態では、第１の面は第２の面に対向する面である。

装置を、種々の組織修復に使用しうる。装置を血管組織の修復に使用するのが理想的だが、食道、胃腸管、心臓、生殖器、泌尿器または通路、口腔／鼻腔／咽頭構造、呼吸器構造、リンパ系、および腎臓のような他の内腔組織構造に使用してもよい。内腔組織構造はまた、外科的処置または外傷で生成されたような人工的または自然的でなく生成された中空構造または導管を有してもよい。いくつかの実施形態では、装置を動脈瘤の修復に使用するよう構成してもよい。他の実施形態では、装置を内腔組織構造内の空洞または半空洞のスペースの修復に使用するよう構成してもよい。

基礎材は、１つまたは複数のポリ（α−ヒドロキシエステル）で構成されるのが望ましい。例示的なポリ（α−ヒドロキシエステル）は、ポリカプロラクトンである。いくつかの実施形態では、基礎材は生分解性および／または生体吸収性の天然ポリマーで構成される。生分解性および／または生体吸収性の天然ポリマーの例は、限定されないが、エラスチン、コラーゲン、ＤＮＡ、ＲＮＡ、グルコサミノグルカンまたはその混合物を含む。

ある実施形態では、基礎材は支持構造により支持される。支持構造は、拡張可能（例えば、拡張可能なステント）であってもよい。支持構造は、柔軟な構造（すなわち硬質でない構造）であってもよい。支持構造は、再配置可能な構造であってもよい。支持構造は、生体吸収性および／または生分解性であってもよい。

基礎材を、生分解性素材および／または生体吸収性素材化合物から電界紡糸されうる不織マイクロファイバおよび／またはナノファイバで構成してもよい。代わりに、繊維を、延伸、押出、および／または引抜技術を用いて製造してもよい。いくつかの実施形態では、基礎材は実質的にチューブ状である。基礎材を、医療装置の少なくとも一部により支持してもよい。基礎材を、支持構造に縫合または機械的に固定してもよい。代わりに、基礎材を支持構造に化学的に付着してもよい。

基礎材を、支持構造上に直接または間接的に電界紡糸または形成してもよい。支持構造を、電界紡糸された基礎材内に少なくとも部分的に組み込んでもよい。

組織修復方法は、装置を空洞または半空洞の組織構造内へ挿入し、前記装置は拡張可能な基礎材を備え、前記基礎材は、実質的に曲線状の繊維を有する第１の面、および実質的に直線状の繊維を有する第２の面を備えるステップと、前記基礎材が前記組織構造の少なくとも一部と接触するように、前記基礎材を拡張し、前記基礎材の凹面が前記組織構造の内腔と整列されて細胞の付着に適切な面を提供し、一方でより集中が少ない凸面が細胞の侵入および組織化を促進するように前記基礎材が位置決められるステップと、前記組織構造内に前記装置を固定するステップを含む。

別の実施形態では、医学的状態を治療する装置は拡張可能な基礎材を備え、前記基礎材は、実質的に曲線状の繊維を有する凹面、および実質的に直線状の繊維を有する凸面を有する。

装置を影響された領域に挿入し、それを拡張して損傷された組織に対しテンプレートを提供し、損傷された組織の再生を促進することにより、心血管、血管内および内腔症状を治療しうる。それは最初支持構造を用いて固定され、それからより統合された固定に依存する。統合された固定は、組織および／または生物学的固定を含む。

本発明の利点は、後述の実施形態の詳細な記載の利点、および以下の添付の図を参照して、当業者に明らかになる。

電界紡糸機の概略図を示す。 電界紡糸されたチューブ状の基礎材の最大引張応力への、溶液濃度、押出速度および電圧の影響を比較するグラフを示す。 変動するパラメータを用いて製造した基礎材の平均空隙率のグラフを示す。 基礎材にわたる形態的な変化の形態的傾斜を示す、単一のチューブ状の基礎材の凹面と凸面間の対比のＳＥＭ画像を示す。 ９０日間にわたりＰＢＳ内で３７℃で５０ＲＰＭで撹拌したチューブ状の電界紡糸された基礎材の分解のグラフを示す（ｎ＝６）。 電界紡糸されたチューブ状の基礎材上に広がる、ヒト大動脈内皮細胞のＳＥＭ画像を示す。 チューブ状の電界紡糸されたＰＣＬ基礎材上の、１４日にわたる静的培養のヒト大動脈平滑筋細胞の代謝活性を示す。 チューブ状の電界紡糸された基礎材上のバイオリアクタ内の、ヒト大動脈平滑筋細胞の代謝活性を示す。 異なる殺菌および播種技術を用いて、ヒト大動脈平滑筋細胞を比較するグラフを示す。 ２０００倍の電界紡糸された基礎材（ナノ）およびＢ（マイクロ）のＳＥＭ画像を示す。 異なる繊維形態の基礎材に反応したｈＡｏＥＣおよびｈＡｏＳＭＣの代謝活性の変化のグラフを示す（それぞれのサンプルについて研究前の値に正規化）。 ナノファイバ（Ａ）、マイクロファイバ（Ｂ）またはフィルム（Ｃ）のどれかで構成された基礎材上のｈＡｏＥＣおよびｈＡｏＳＭＣの経時的細胞増殖のグラフを示す。ｄｓＤＮＡの内容を測定するのにピコグリーンを用いて判断し、ｎ＝６。 １，３，７および１０日目の、電界紡糸されたマイクロファイバとヒト大動脈内皮細胞のＳＥＭ画像を示す。 １，３，７および１０日目の、電界紡糸されたマイクロファイバとヒト大動脈平滑筋細胞のＳＥＭ画像を示す。 動脈瘤形成期間中の動脈瘤部位における大動脈サイズのグラフ表現である。 手術前、手術後７日、および手術後１４日のブタ大動脈の超音波画像を示す。 動脈瘤の治療前の腹部大動脈の血管造影像を示す。 基礎材グラフトにより閉塞した腹部大動脈動脈瘤の血管造影像を示す。 埋め込み前および後ならびに試験終了時の、血管造影を用いた個々のブタの内腔直径のグラフを示す。 研究前、１４日目および２８日目の、超音波を用いた個々のブタの大動脈サイズのグラフを示す。 大動脈壁（Ａ）と基礎材（Ｓ）の間の界面のＨ＆Ｅ染色を示す。 大動脈壁（Ａ）と基礎材（Ｓ）の間の平滑筋アクチン染色を示す。 大動脈内の内皮および新生内膜とＰＣＬ基礎材挿入物のＨ＆Ｅ染色を示す。 大動脈内の内皮および新生内膜とＰＣＬ基礎材挿入物のＣＤ−３１抗体染色を示す。 大動脈内の内皮および新生内膜とＰＣＬ基礎材挿入物のマッソン３色染色を示す。

本発明は、種々の改変および代替的な形態の影響を受けやすいかもしれないが、例としてその具体的な実施形態を図に示し、本明細書で詳細に記載する。図は、寸法通りでないことがありえる。しかし、本発明の図および詳細な記載は、本発明を開示された特定の形態に限定することを意図するものではなく、反対に意図は、添付の請求項により定義される本発明の趣旨および範囲内に入る全ての改変、均等物および代替物に及ぶことを理解すべきである。

本発明は特定の装置または生物学的システムに限定されず、もちろん変更しうることを理解すべきである。また、本明細書で使用される語句は具体的な実施形態を記載する目的のみであり、限定することを意図するものではない。本明細書および添付の請求項で使用する単数形“ａ”、“ａｎ”、および“ｔｈｅ”は、内容が明らかに他に定めている場合を除いて、単数および複数の指示対象を含む。

本明細書で使用される「内腔組織構造」の語は、中空の空洞または半空洞構造または器官、および／または内腔面を有する導管である哺乳類内の組織構造または器官をいう。内腔組織構造は、流体（ガスまたは液体）の輸送を補助しうる。内腔組織構造の例は、血管（動脈および静脈）、心臓、フィステル、食道、胃腸管、女性生殖器、泌尿器または通路、洞、耳内の構造および／または通路、口、鼻腔、肺、咽喉、気管、気管支、リンパ系、および／または腎臓を含むが、それらに限定されない。内腔組織構造はまた、外科的処置または損傷により形成されたもののような、人工的または非人工的に生成された中空構造または導管といってもよい。

「組織修復」の語は、薄い組織、組織内に形成される空洞または半空洞の修復をいう。組織修復を必要とする症状の例は、心血管症状（例えば、動脈瘤）、血管内症状、外科的処置に関連する腔内症状、癌組織に関連する症状、創傷または貫入に関連する症状を含むが、それらに限定されない。

ＥＶＡＲは血管内から動脈瘤上にグラフトを置くのにステント技術を使用し、基本的に血流から動脈瘤嚢を遮断する。ＥＶＡＲに関連する多くのリスクは、非生理活性物質の永続的な導入によるものである。血管症状を治療する組織工学アプローチを用いて、そのようなリスクを回避しうる。組織工学は、欠陥部位内へ細胞と共に播種される基礎材の導入により、組織を再建する手段である。代わりに基礎材を哺乳類の内部に置いて自己播種してもよく、細胞は基礎材の配置前には付加されないが、基礎材の配置後に付着することを意味する。基礎材は３次元構造を提供し、その上で細胞が増殖し新しい組織に組織化することが可能である。基礎材の特性を変更すると、細胞の成長および組織化の方法が変化する。組織修復のために組織工学アプローチを取ることで、本来の細胞が基礎材に浸潤し適切な解剖学および／または生物学的状態の組織構造へ再構築することを可能にするだろう。

組織工学の概念を適用し、我々のシステムは、内腔組織構造内に置かれ、浸潤する細胞により自然に播種された多孔性／繊維状の基礎材を使用する。基礎材の形態に応じて細胞が細胞外マトリクス成分を分泌し組織化するので、これは組織が「再舗装される」ことを可能にする。細胞の浸潤は、基礎材を通る血流ならびに周囲の組織の両方からもたらされる。最初は、細胞は創傷治癒応答により作用する。それから、最初に付着した細胞が、他のより適切な細胞に基礎材に接着しそれを通して移動するようシグナルを送る。

異なる細胞が接着、移動および増殖するので、再構築プロセスが起こり、細胞外マトリクス成分および基礎材の繊維がある領域で崩壊し、他の領域では支持される。従って、時間が経つにつれて、基礎材は生理学的状態に反応して組織化された機能する組織にゆっくり置き換えられる。最終的に基礎材は完全に分解され、その位置に的確な形状の組織を残し、コラーゲン、エラスチンおよび脈管の脈管のような必須の構成要素を有する。この時点で、修復が必要な状態は最小化され、またはもう存在しない。

内腔組織構造内に基礎材を置くことにより、機械的な刺激の影響を減少し、一方で同時に、適切な細胞が接着、移動、増殖および新しい組織壁に組織化することが可能な、空隙率が高い構造を提供することが可能である。また、細胞の浸潤は基礎材の強度、既存の組織への適合性および統合を強化する。これは、現在のＥＶＡＲステントグラフトに存在するエンドリークの可能性を減少する。組織壁の再構築につれて、基礎材は分解し、新しい組織が形状および機能の両方を引き継ぐことを可能にする。

不浸透性の遮断壁を存在させようとする現在の治療と異なり、本明細書中に開示される基礎材は、最初に細胞浸潤を可能にするよう浸透性がある。適切な細胞が接着し、細胞外マトリクス成分をなくし増殖すると、基礎材は実質的に不浸透性になる。さらに、新しい組織が形成されるにつれて基礎材が生来の代謝経路によりゆっくりと破壊されるように、基礎材は生分解性である。

（血管のような）現在の人工構造と異なり、記載される装置を、取り囲む組織の最小限の切除または損傷で、損傷された組織内に配置してもよい。

ある実施形態では、人工血管または他の組織構造において使用を意図する基礎材は、細胞の移動、増殖および分化を助長する空隙率および表面領域、本来の血管と一致する固さおよび機械的強度、および組織形成に一致する生分解速度を有する。

ある実施形態では、大動脈用の基礎材は、血管内に埋め込まれるよう構成される。大動脈内の配置のため、ステントまたは他の補助構造が大腿動脈内にカテーテルを用いて挿入され、動脈瘤の部位で大動脈の計画通りのサイズに拡張される。ある実施形態では、基礎材は、ＥＶＡＲ処置に必要な大動脈内の５〜６倍の拡張に耐えうる素材を含む。さらに基礎材は、組織が発達するにつれて分解し機械的特性をなくす素材を含み、機械的負荷が徐々に新しい組織に置き換わるのを可能にする。

ある実施形態では、基礎材は生分解性素材および／または生体吸収性素材を含む。水透過性、結晶度、ガラス転移温度、および分解時間に基き、ポリマーを選択してもよい。

１つの実施形態では、基礎材は不織ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）繊維で構成される。ＰＣＬは、その強度、弾性特性、および長い分解時間に基き、ＦＤＡが承認した臨床応用において一般的に使用される生分解性素材である。基礎材として使用しうる他のポリマー、コポリマーまたはポリマー混合物は、ポリ乳酸（ＰＬＡ）のようなポリ（α−ヒドロキシエステル）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）ポリ（Ｄ，Ｌ−ラクチド−コ−グリコリド）（ＰＬＧＡ）、ポリジオキサノン（ＰＤＯ）を含むが、それらに限定されない。

ＰＧＡは、ＦＤＡが承認した縫合で一般的に使用される、広く使用される生体吸収性脂肪族ポリエステルである。ＰＧＡは平均的な生体適合性および一定の機械的特性を有しえて、それが組織工学上の適用にＰＧＡを許容可能にする。生体内でのＰＧＡの分解速度は、２〜４週間と報告されている。ＰＧＡは４６〜５２％の結晶度、２２５℃の融点（Ｔ_ｍ）を有し、有機溶媒における低い溶解度を有する。その高い結晶度により、ＰＧＡは高フッ化有機溶媒内で可溶である。親水性ポリマーは加水分解に特に影響されやすく、２週間で強度の６０％の損失、ならびに局所のｐＨおよび結晶度の著しい減少の主な原因となる。ＰＧＡのガラス転移温度（Ｔ_ｇ）はほぼ生理学的温度であり、それが生体内の水分の拡散および結果として生じる加水分解に寄与する。ＰＧＡは、最初に高い靭性および迅速な分解を必要とする適用によい選択である。

ＰＬＡもまた、モノマー内のメチル群の位置に基き、Ｄ（−），Ｌ（＋）またはＤ，Ｌ異性体のどれかとして合成された生体吸収性脂肪族ポリエステルである。ＰＬＡはメチル群によってＰＧＡより親水性があり、それが有機溶媒内のその溶解度を増し、その加水分解の速度を減少する（３０〜５０週）。ＰＬＡの結晶度はおよそ３７％で、Ｔ_ｍは９６℃である。ＰＧＡのように、ＰＬＡもまた医学的応用で一般的に使用される。

ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）は半結晶性生体吸収性脂肪族ポリエステルであり、高い弾性と遅い分解（１〜４年）を示す。ＰＣＬのＴ_ｍは６０℃であり、Ｔ_ｇは−６０℃であるが、分解温度は３５０℃である。ＰＣＬの加水分解は、非晶領域内の構造充填物が緩んだ結果として、エステル基のランダムな鎖切断によりバルク素材のこれらの領域内で起こる。エステル結合の切断の結果がカプロン酸であり、これを除去しない場合さらに分解する触媒となりうる。しかし切断された鎖は再配列可能であり、結晶度を維持または強化する規則正しい充填物となる。ＰＣＬの分解速度もまた、構造および組織形態、ならびに表面領域対体積比により影響されうる。繊維状ＰＣＬが比較的低いヤング率を有するが、その降伏歪の増加により高い降伏応力を有すると報告された。ＰＤＬＬＡ、ＰＬＬＡおよびＰＣＬを比較するとき、ＰＤＬＬＡおよびＰＬＬＡは高い引張弾性率を示したが、ＰＣＬは破壊時に高い伸長率を示したと判断された。

コポリマーおよびポリマー混合物は、特定の用途に特性を調整することを可能にし、それぞれの率はコポリマーの所望の特性によって決まる。例えば、ＰＧＡおよびＰＬＡ鎖がしっかりと充填されていないので、非晶質ポリマーであるポリ（乳酸−コ−グリコール酸）（ＰＬＧＡ）。

ポリジオキサノン（ＰＤＯ）は、高結晶度（結晶分画５５％）で分解速度がＰＬＡとＰＧＡの間の生分解性ポリマーである。ＰＤＯの独特の特性は、その形状記憶である。ＰＤＯのバルク素材の特性は、本来のＥＣＭの構造上の構成要素と同様である。

これらのポリマーは、それらのエステル結合の酸性モノマーへの加水分解を通して分解し、酸性モノマーを通常の代謝経路を通じて身体から取り除くことが可能であり、よってそれらを生分解および／または生体吸収性の適用に適切にする。ＰＣＬの総合的な性質で、その不変性により特定の適用についてそれをより容易に調整する。コラーゲン、エラスチンまたはＤＮＡのような天然ポリマーもまた、この適用に使用してもよい。

与えられた適用について、適した素材の選択に加え、基礎材製造プロセスが適切でなければならない。電界紡糸は、静電力を使用して不織繊維を形成する繊維製造プロセスである。１つの極性の高電圧がポリマー溶液または溶融物に印加され、それが、陽イオンの濃度が陰イオンを超えるときクーロン反発力を引き起こす。溶液または溶融物が排出され電圧が印加されたとき、排出された液滴内の同一の荷電は互いに反発する。排出された液滴内の反発とコレクタの引力の組み合わせが、液滴内の分子が液滴の形を維持する表面張力を解消するのを可能にする。それから溶液の噴射がコレクタへ加速し、揮発性の溶媒が吐糸管の先端部とコレクタプレートの間の距離で蒸発することを可能にする。流体が十分な速度で排出され、閾値より大きい電位が印加されたとき、噴射は持続し、収集ユニット上に数ナノメートルから数ミクロンまでの範囲の連続した不織繊維を形成する。細胞外マトリクス成分と同等の高い空隙率および繊維サイズ、ならびに分解および機械的特性の能力により、電界紡糸ポリカプロラクトンは、血管基礎材内での使用によく適した不織繊維を生じる。処理パラメータまたは収集ユニットの変更により、無数の異なる基礎材を形成してもよい。

電界紡糸処理パラメータは、結果として生じる繊維の直径および一貫性に重要な影響を有する。血管修復に使用する基礎材を準備するため、一般に細胞増殖および基礎材の成功に関与する、結果として生じる基礎材の特性に、それらのパラメータがどのように影響するかを理解することが望ましい。電界紡糸は、溶液濃度、押出速度、印加された電圧、先端部からコレクタへの距離、温度、湿度、溶媒の揮発性、およびポリマー特性を含む多数のパラメータの適切な組み合わせに依存する。電界紡糸ポリカプロラクトンの特性におけるこれらのパラメータの影響を研究した。

１つの実施形態では、生産されると、基礎材を、細胞浸潤および増殖を助長する表面上の一部を導入するためガスプラズマで処理してもよい。
基礎材の基礎材処理は、基礎材を反応性ガスにより形成されるプラズマにさらすことを含んでもよい。反応性ガスは、酸素、窒素、アルゴン、アンモニアまたはその組み合わせを含んでもよい。

基礎材を、血小板由来成長因子（ＰＤＧＦ）、血管内皮成長因子（ＶＥＧＦ）、アンジオテンシンＩＩ（ＡｎｇＩＩ）、コラーゲンＶＩＩＩ、コラーゲンＩまたはコラーゲンＶを含むが、それらに限定されない化学的刺激で処理してもよい。

内腔組織構造内に基礎材を配置および支持するよう、支持構造（例えば、ステント）を使用してもよい。１つの実施形態では、基礎材を、ステンレス鋼、コバルト−クロム合金、ニチノール、またはポリマーステントに付着してもよい。基礎材を、ステントまたは他のタイプの構造支持体に直接縫合、機械的に接着、または化学的に接着してもよい。いくつかの実施形態では、基礎材は、支持構造上に直接または間接的に電界紡糸される。ある実施形態では、支持構造を電界紡糸された基礎材内に組み込んでもよい。別の設定は、ステント上に直接繊維を紡糸すること、使用されるポリマーの変更、異なる溶媒の使用、ステントの代わりの挿入管の使用、再配置可能な構造または独立型ステントでない構造の使用を含んでもよい。これらの設定のそれぞれは原形として同一の実施形態を用いて基本的に設計されたが、支持構造への配置または分解特性の小規模な変更を含意するだろう。

いくつかの実施形態では、支持構造を生分解性および／または生体吸収性素材で形成してもよい。この方法で、ステントは結果的に身体によって取り除かれる。

基礎材システムが内腔組織構造内で拡張された後、通常の創傷治癒応答の結果として、組織を通過した流体からの細胞、ならびに本来の血管からの細胞が基礎材に浸潤する。基礎材が拡張された形態なので、繊維はいくぶん同心円状に整列され、細胞が同一の方向に沿って方向付けることを可能にする。１つの実施形態では、平滑筋細胞の方向は本来の中膜と同様であろう。流体の流れは、細胞を流れの方向に方向付ける。１つの実施形態では、内皮細胞が血流と共に方向を定め、新しい内皮を形成する。徐々に、生体材料の基礎材は加水分解で分解され、生来の代謝経路を通して廃棄され、その場所に新しい組織を残す。細胞が基礎材に浸潤するので、結果として生じるグラフトは本来の組織に直接接合される。現在のステントグラフトシステムと異なり、１つの実施形態では、直接の接合がエンドリークの発生を減少またはなくす。また、コラーゲンおよび他の細胞外マトリクス成分によりもたらされた補強が、細胞が存在するとき観察される電界紡糸された基礎材の固さおよび強度の増強に寄与しうる。現在使用されるステントグラフトと異なり、ある実施形態では、組織再構築は側副脈管が新しい血管壁に付着することを可能にしうる。

電界紡糸された繊維上での種々の細胞の相互作用の研究で、ポリマーで製造された基礎材はより分解に耐性があり、３次元構造により細胞の統合および増殖を意図的に促進する十分な空隙率を有することが観察された。これは、ある期間にわたって２次元の面に対し３次元の面を細胞が好むという広範囲に保持される仮定を支持する。

１つの実施形態では、基礎材内の繊維はある範囲の直径（１０μｍ超から２００ｎｍ未満）であってもよく、異なる細胞タイプおよび付着の傾向に対応するよう、異なる空隙率（例えば多孔性７０〜８５％）を示すように構成してもよい。また、細胞の接着、移動および増殖に繊維の方向が関与することが認められた。構成された繊維内に置かれた細胞は、頻繁に同一の方向を示し、この特徴を整列した組織の成長に利用しうる。整列した繊維状基礎材対整列しない繊維状基礎材に対する細胞反応の研究は、整列した繊維状基礎材上で線維芽細胞が培養されたとき、整列しないポリウレタン（ＰＵ）繊維とは対照的に、整列した基礎材上で、細胞数の増加は検出されなかったが、コラーゲン産生量は増加したことを示す。領域あたりの繊維集中度および曲線度は、細胞の付着、増殖および再構築を変化させうる。従って、１つの実施形態では、凹面側から凸面側へ形態的な傾斜を有するよう基礎材を設計してもよい。凹面側は、例えばより環状の外見の繊維（例えば、曲線状繊維）を有してもよく、一方で凸面側は、より直線状の繊維を有してもよい。この形態的な違いは、付加的な構造の必要なしに基礎材のあらゆる場所に異なる細胞タイプの組織化するのに寄与しうる。また、変化は基礎材を通る血流量の減少に寄与し、従って動脈瘤にかかる機械的な力を減少し、破裂の可能性を減少させる。

現在のステントグラフト技術はより多くの生体不活性素材を使用し、それが免疫応答の結果として繊維状のカプセルをもたらす。記載される実施形態は、グラフトが拒絶されない（すなわち、被包される）ように、グラフトが内皮化するよう助長する。１つの実施形態では、本明細書に記載されたように形成された基礎材グラフトは、組織化された方法で細胞が付着、移動および増殖する手段を提供することにより、免疫応答を利用してもよい。内皮細胞が凹面の曲線状繊維に付着するとき、傾斜は細胞とともに関与し、それは空隙率で妥協することなく、より多くの可能性がある接触部分を有する。内皮細胞は単一層内での成長を好み、それで、繊維の集中がそれらの付着および連絡を促進しうる。一方で、より直線状で集中度が低い側の凸面は、線状の組織化を好み繊維の長さに従う平滑筋細胞のために設計される。繊維の直線性は、それらの円周線への組織化を補助しうる。不活性面とは対照的に細胞のために設計された基礎材を提供することにより、合併症を減らしうる。本明細書に記載された基礎材グラフトは、血管（例えば大動脈に血液を供給する血管）が、必要上成長することを可能にしうる。これは一般的に、これらの血管を単に遮断し、これらの１つが嚢に血液を供給している場合は嚢の破裂につながる現在の技術では不可能である。

基礎材を特定の適用に調整するため、溶液濃度、印加される電圧、および引張応力および引張歪上の押出速度、空隙率および繊維の形態を個々にまたは集合的に変更してもよい。

本明細書に記載された全ての研究において、使用された電界紡糸機は、２．５ｍＬガスタイトシリンジ（Ｈａｍｉｌｔｏｎ）上の２２Ｇｓ，２”鈍化針（Ｈａｍｉｌｔｏｎ）に装着された０〜３０ｋＶの電圧源（情報非限定）を有する特注モデルであった。針は収集ユニットの上方１０ｃｍに位置決められ、電界紡糸機内の環境条件は２３〜２５°Ｃおよび４５〜５５％の湿度に維持された。電界紡糸機の概略は、図１に示される。ＰＣのＨｙｐｅｒｌｉｎｋ端末機能を通して入力したシリアルコマンドを用いて、シリンジを、バイステップ（ｂｉｓｔｅｐ）コントローラ（Ｐｅｔｅｒ Ｎｏｒｂｅｒｇ Ｃｏｎｓｕｌｔｉｎｇ，Ｉｎｃ．）で制御された非接続バイポーラ直線アクチュエータ（Ｈａｙｄｏｎ Ｓｗｉｔｃｈ ａｎｄ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ）で押し下げた。準備作業で、モータを回転するために運転率をマイクロステップ／秒／秒で定義するよう、５０ｒ，１２５ｒおよび２００ｒのシリアルコマンドを使用した。これは、０．０１２ｍＬ／分、０．０２９ｍＬ／分および０．０４７ｍＬ／分のポリマー溶液流量を生じた。高電圧源の正端子は、針の先端部からおよそ３ｍｍで鰐口クリップにより接続された。平坦な基礎材に対し、アルミニウムスクリーンの上方の交換可能なアルミニウムホイルで構成される収集プレートが電圧源の負端子に接続され、１ｍｍ下で反応するネジを用いて針の先端部から位置決められる。チューブ状の基礎材が製造されたとき、アルミニウムホイルおよびスクリーンをアルミニウムマンドレルシステムで置き換えた。マンドレルは、ブッシングを通して負端子に取り付けられた０．５の直径のアルミニウムロッドで構成された。それは、３ＶＤＣのみを用いて５８７．５ＲＰＭを出すよう作動される１２ＶＤＣの永久磁石モータ（Ｇｒａｉｎｇｅｒ）を使用して回転された。紡糸領域は、外部の干渉を減少するよう、アクリルケースで覆われた。基礎材は、個々のバイアル瓶内に室温で真空、４．９２ｍｍＨｇ（２５ｉｎＨｇ）で格納された。平坦およびチューブ状の基礎材の両方を、それらの製造パラメータにより分類し、これらのパラメータが機械的特性にどのように影響するかを測定した。また、チューブ状の基礎材についての空隙率および分解の製造パラメータの影響を調査した。

電界紡糸パラメータは、どの設定が最良の引張強度および拡張特性をもたらすかを決定するよう最適化された。コレクタプレートへの先端部の広範囲の距離、溶液濃度および印加された電圧の最初のテストの後、最も可能性があるパラメータを検討するため試験が設定された。クロロホルム（９９．８％以上、ＨＰＬＣグレード、Ｓｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ）に溶解したポリカプロラクトン（Ｍｎ ８００００ｋＤａ，Ａｌｄｒｉｃｈ）を用いてサンプルを製造した。平坦な基礎材に対し８ｗｔ％，１０ｗｔ％および１２ｗｔ％の濃度の濃縮が使用され、一方でチューブ状の基礎材に対し１０ｗｔ％，１２ｗｔ％および１４ｗｔ％の溶液が使用された。それぞれの溶液は２４時間以内に使用し、使用と使用の間は琥珀色の瓶に密閉した。

平坦な基礎材に対し、８ｋＶ，１１ｋＶ，１４ｋＶおよび１７ｋＶの電圧がそれぞれの濃度に印加され、０．０１２ｍＬ／分の流量に対応する５０ｒのシリアルコマンドでシリンジが押し下げられた。５０ｒの入力に加え、１２ｗｔ％の溶液はまた、同一の電圧に対し１２５ｒおよび２００ｒのコマンドを用いて紡糸された。これは、結果として生じる基礎材への濃度の影響、ならびに電圧および流量の影響の分析を可能にする。

それぞれの平坦なサンプルはおよそ０．３ｍｍの厚さであり、機械テストのため直線のカミソリ刃を用いて切断した。２つのガラススライドの間にサンプルを置き、キャリパを用いて厚さを測定し、それからスライドの厚さを引くことにより、それぞれのサンプルの正確な厚さおよび幅を測定した。機械テストの間、負荷値を判断するのに、この情報を使用した。繊維の平均直径、繊維サイズの分布およびサンプル形態を、ＳＥＭを用いて分析した。チューブ状の基礎材に対し、延長軸がテストされたときチューブ状の基礎材の均一な拡張に関連する円周の負荷に対応するよう、横断片を切断した。２つの直線カミソリ刃を、平行に０．５ｃｍ離れて固定し、サンプルを横切って刃を引くことなく一定の小片を切断することを可能にした。テスト前に、それぞれの小片の幅および厚さを、倒立顕微鏡を用いて４０倍の拡大でＢｉｏｑｕａｎｔ（登録商標）ソフトウェアで測定した。それぞれのサイズの１０個の測定値を取り、平均を使用してそれぞれのサンプルの平均断面領域を判断した。小片の全体の平均は、１．１ｃｍ×０．５３８ｃｍ×０．０８０ｃｍを測定した。

引張および伸長テストについて、織物の破断力および伸長の標準テスト方法（ストリップ法）であるＡＳＴＭ Ｄ ５０３５を、基礎材サイズの制限によるいくつかの修正とともに続けて行った。電界紡糸された基礎材を２０ｍｍ×１０ｍｍの小片に切断し、Ｉｎｓｉｇｈｔ５（ＭＴＳ）システムと２００ｌｂｆのロードセルを用いた定速伸長（ＣＲＥ）テストのため、１０ｍｍ離してクランプ内に置いた。それぞれの小片について負荷、引張、作用力、移動および時間を記録したが、サンプルの厚さのばらつきにより、負荷および引張のみを分析に使用した。テスト方法を、０．５Ｎの予荷重を印加してサンプル内のたるみを調整するよう設定し、それからアクチュエータを１．０００ｍｍ／ｓから１５０ｍｍまで移動した。

１つの実験で、それぞれのパラメータの平坦な基礎材を直径１．５ｃｍの八角形に切断し、それぞれのうち３つを酸素ガスプラズマで殺菌し、一方で他の３つをＥｔＯガスで殺菌した。播種の直前に処理を行い、サンプルを平滑筋増補細胞培地（培地２３１＋ＳＭＧＳ，Ｃａｓｃａｄｅ Ｂｉｏｌｏｇｉｃｓ）で湿し、それから３０分培養した。ドロップ播種技術を用いて、２×１０^４細胞／ｃｍ^２の密度で、基礎材をヒト大動脈平滑筋細胞（Ｃａｓｃａｄｅ Ｂｉｏｌｏｇｉｃｓ，Ｐ４）とともに播種した。播種された基礎材を培養器に置き、培地を７日間１日おきに変更した。７日目に基礎材を４％のホルマリンで固定し、それからＦＩＴＣおよびＤＡＰＩで染色した。サンプルを、ライカ蛍光共焦点顕微鏡を使用して分析した。

平坦な基礎材のこれらの予備試験からの結果に基き、実行可能な機械的特性が得られたと判断された。また、ｈＡＳＭＣを用いた我々の研究は、基礎材上で細胞が成長する実行可能性を支持する。このデータから、チューブ状の基礎材を想定するより強度の研究を設定および実行した。

１つの実験で、前述のようにＰＣＬからチューブ状の基礎材を電界紡糸し、ガイドラインとして「織物破断力および伸長の標準テスト方法」であるＡＳＴＭ Ｄ−５０３５準拠の定速伸長（ＣＲＥ）テストを使用して機械的にテストしたが、基礎材の固有の制限により方法からある程度の逸脱の必要があった。ストリップ法は、ドックボーン形を使用するいくつかの現在報告される方法とは異なるが、規格のもとに不織織物を規定するので、それを使用した。引張強度が最高引張強度の５０％以下になった時点で、失敗と定義した。データをＴｅｓｔ Ｗｏｒｋｓ４（ＭＴＳ Ｓｙｓｔｅｍｓ）に送信する８８９．６４Ｎ（２００ｌｂｆ）ロードセルを、負荷の計算に使用した。負荷および引張を記録し、Ｔｅｓｔ Ｗｏｒｋｓ４により記録された生データからグラフ化した。それぞれの電界紡糸パラメータの組み合わせのうち、９つのサンプルをテストした（ｎ＝９）。しかし一部のケースで、テスト中試験片とクランプの間でずれがあり、これらは分析に含めなかった。

１．０ｃｍ３のチャンバを有するピクノメータとヘリウムガス（ＡｃｃｕＰｙｃ １３４０，Ｍｉｃｒｏｍｅｒｉｔｉｃｓ）を使用し、サンプルあたり１０個の測定値を取り、それぞれのチューブ状の基礎材の真の容積を判断した。Ｂｉｏｑｕａｎｔ（登録商標）ソフトウェアを使用して、倒立顕微鏡で４０倍の拡大で呼び容積を測定した。呼び容積の測定について、サンプルを２つのガラススライド間にはさみ、領域測定を行った。それからサンプルを直立し、１０個の厚さの測定値を取り平均した。領域を平均の厚さで乗算し、平均の呼び容積を判断した。呼び容積および真の容積を、サンプルの空隙率を判断するのに使用した。それぞれのパラメータセットから６つのサンプル（ｎ＝６）を測定し、それから平均してそれぞれのパラメータセットに関する平均の空隙率を判断した。走査電子顕微鏡（ＳＥＭ）を用いて、種々のパラメータに関する画像を取得し、それぞれのサンプルの内部および外部の両方の全体の形態を評価した。

分解の研究について、大動脈動脈瘤への適用に実行可能と考えられる基礎材から分析するため、高、中および低率の空隙率の基礎材を選択した。ＥＶＡＲ技術を使用した大動脈用基礎材を、カテーテルを用いて大腿動脈内に導入した。一般に、動脈の損傷を減少するため、カテーテルサイズが小さいのが望ましい。従って、基礎材の円周は、大動脈内に配置されたとき５〜６倍に拡張しなければならない。配置の間のこの非常に引っ張る可能性のため、分解の研究に関して平均引張値５５０％未満の基礎材は不適切と考えた。高い多孔性を有すると考えられた基礎材は８５．４±１．８％の空隙率を有し、中程度の空隙率の基礎材は８０．９±１．５％の多孔性であり、低い空隙率の基礎材は７６．８±５．６％多孔性である。

これらの３つのパラメータセットから合計７２個の基礎材を作成し（セットあたり２４個の基礎材）、微量てんびんで計量し、それから３７°Ｃの温度で水槽内で２．０ｍＬのリン酸緩衝食塩水（ＰＢＳ）内に浸し、５０ＲＰＭで振動させた。１時間、３０日、６０日および９０日の期間の後、それぞれのパラメータセットに対応する基礎材（ｎ＝６）を取り除き、脱イオン水で３回洗浄した。２度目に計量する前に、真空で４８時間室温で乾燥させ、それから前述したような機械的テストを行った。結果を、対照試料として機能する１時間の時点のそれらと比較し、機械的データの傾向および重量の損失における変化を判断した。各時点からのサンプルを可能な限り迅速にテストし、真空で乾燥剤とともに格納し、テストとテストの間は光から保護されることを確実にするよう注意した。

１元ＡＮＯＶＡ（α＝０．０５）を用いてパラメータセットを比較し、負荷、引張および空隙率、ならびに分解によるパラメータの重要な影響を判断した。Ｚテスト（α＝０．０５）および箱ひげ図を使用し、サンプルデータ母集団内の異常値を判断した。

一定率の伸長テストからの最大引張強度の結果が、図２に示される。最大引張強度（ＵＴＳ）は、１．８９３±０．４５８ＭＰａであった。

小さい血管内に挿入され、それから大きい血管へ拡張される装置の実用的な必要条件は、故障前に達成可能な引張を含む。機械的必要条件に加え、基礎材は細胞に有益であるよう設計される。これは、細胞付着、移動および増殖のための十分な空隙率を含む。電界紡糸された基礎材の宣伝される特性のうちの１つは、細胞外マトリクスに似たそれらの繊維およびその多孔性の性質である。図３に示されるように、それぞれのサンプル群内の平均空隙率は、大部分で同様および小さい標準偏差にとどまった。

図４に示されるように、ＳＥＭ画像は、サンプルの内部から外部へ組織内でゆるやかな変化を示した。凹面側の繊維はより湾曲した整列を示し、一方で凸面側の繊維はより直線状で表れた。

生体吸収性ポリマーとして、ＰＣＬが分解すると予想される。しかし基礎材は、生存可能な組織が形成されるまで、それらの完全性を維持することが重要である。高い空隙率の基礎材は、表面領域の増大により低い空隙率の基礎材より前に完全性を失うかもしれないと予想されうる。

９０日の期間にわたり異なる空隙率で基礎材を比較して、あらゆる基礎材について、１つの時点から最初の強度へ最大引張負荷間で有意性がある差はなかった。経時的な引張負荷についての結果は図５Ａに示され、この研究の他の領域で得られた値と同程度である。

ＵＴＳの結果と同様に、あらゆる基礎材について、９０日の期間にわたり故障時の引張に有意性がある差はなかった。図５Ｂは、これらの結果のグラフを示す。

図５Ｃに示されるように、全てのサンプルについて９０日の期間にわたり重量の減少が観察されたが、それは最初の減少後横這い状態になり、またわずかである。

同一の基礎材内の、より曲線状の繊維を有する凹面側およびより直線状の繊維を有する凸面側が、基礎材全体の機械的特性に寄与しうる。

基礎材上の細胞増殖を評価するため、さらなる研究を実行した。静的および動的培養においてチューブ状の基礎材を置き、ヒト大動脈内皮細胞（Ｃａｓｃａｄｅ Ｂｉｏｌｏｇｉｃｓ）またはヒトの大動脈平滑筋細胞（Ｌｏｎｚａ）のどちらかを基礎材上に置いて、生体外でそれらの増殖をそれぞれ観察した。図６は、動的流れのもとで培養されたとき、基礎材上に広がるヒト大動脈内皮細胞を示す。内皮細胞での研究は予備試験であるが、この広がりは、内皮細胞が基礎材に付着し、動的流れのもとで増殖することを示唆する。他の研究で、チューブ状の基礎材をエチレンオキシドガス（ＥｔＯ）（ｎ＝３）または酸素ガスプラズマ（ＧＰ）（ｎ＝３）で殺菌し、それから個々のウェルプレート内に置き、平滑筋細胞を基礎材上に滴下して播種した。細胞を１４日間増殖させ、培地を１日おきに交換した。図７に示されるように、研究前、３，５，７および１４日目の細胞数を推定するのに代謝アッセイアラマーブルー（インビトロゲン）を使用した。細胞数の増加は、基礎材が細胞の成長および増殖を助長したことを示す。次に、バイオリアクタ内にチューブ状の基礎材を置いて５日間動的流れにさらし、培地を１日おきに交換した。基礎材をもう一度ＥｔＯ（ｎ＝３）またはＧＰ（ｎ＝３）のどちらかで殺菌して、ヒト大動脈平滑筋細胞を播種し、研究前、３および５日目の代謝活性を測定するのにアラマーブルーを使用した。この研究の結果は、図８に示される。細胞数の増加は、細胞が動的流れのもとで増殖可能であることを示す。これらの結果は明確であるが、流体内で基礎材付近を通過するどの細胞が付着するかに注目することもまた重要である。チューブ状の基礎材をＥｔＯ（ｎ＝３）またはＧＰ（ｎ＝３）のどちらかで殺菌して、バイオリアクタ内に置く研究を行った。しかし、基礎材に予め播種する代わりに、システムを通して灌流される培地内に懸濁状態で細胞を置いた。３日目に基礎材を取り除き、細胞数の判断にアラマーブルーを使用した。結果は、予め播種することなく細胞が基礎材に接着可能であることを示す。図９は、懸濁テストの結果を、細胞が予め播種された静的および動的テストと比較している。これは、心血管系のような流動系内に置かれた基礎材が流れの中で細胞を保持し、よって基礎材を予め播種する必要を減少し、順に患者が基礎材の受け入れのため待たなければならない時間を減少することが可能であることを示す重要なものである。

異なる基礎材組織を比較する研究を行った。３つの構成でＰＣＬを作成した。第１の“Ａ”は、クロロホルム：メタノールが７５：２５の９ｗｔ％（例えば、約８〜１０ｗｔ％）のＰＣＬ溶液（例えばハロゲン化有機溶媒とアルコールの混合物）を、０．０３５ｍＬ／分で、先端部からコレクタの距離が１５ｃｍ、シリンジの針に１５ｋＶの印加で電界紡糸して構成される。第２の“Ｂ”は、クロロホルム（例えばハロゲン化有機溶媒）の１４ｗｔ％（例えば、約１０〜１５ｗｔ％）のＰＣＬ溶液を、０．０２９ｍＬ／分の押出速度で、先端部からコレクタの距離が１０ｃｍ、１２．０Ｖの印加の電界紡糸を用いた。第３のセット“Ｃ”は、クロロホルム（例えばハロゲン化有機溶媒）の１２ｗｔ％（例えば、約１０〜１５ｗｔ％）のＰＣＬ溶液を、スタイロフォームの箱の下のガラス片上に流し込むことで製造した。クロロホルムが蒸発した後にフィルムが残り、Ｂの設定と変わらず同一の厚さであるおよそ０．５ｍｍであった。“Ａ”の設定はより薄い基礎材を生成し、およそ０．３ｍｍであった。“Ｃ”のサンプルは、理論上３次元構造の“Ａ”と２次元構造の“Ｂ”を比較する対照群として機能する。前述のように、コレクタは光る面を上にしたアルミニウムホイルの小片で構成され、それがアルミニウムスクリーンを覆い、高電圧源の負端子が印加された。基礎材の製造後、直線状のカミソリ刃を用いて、それらを５ｍｍ×５ｍｍの正方形に切断した。平均繊維直径を測定するための基礎材の撮像に、ＳＥＭを使用した。図１０Ａ〜Ｂは、２０００倍の電界紡糸された基礎材“Ａ”（ナノ）および“Ｂ”（マイクロ）のＳＥＭ画像を示す。

いくつかの実施形態では、基礎材を３分間高ＲＦの酸素ガスプラズマにさらすことにより、それらを開口ガラスのシンチレーションバイアル内で殺菌した。全ての時点で両方の細胞タイプに関する群をともに殺菌し、群内で異なる殺菌になりうるエラーを減少するよう、基礎材を殺菌についてグループ化した。殺菌後、超低接着性ウェルプレートの個々のウェル内のそれらの細胞タイプそれぞれに関する細胞培養培地を滅菌するため、サンプルが露出されるかもしれない。

ヒト大動脈内皮細胞（ＥＣ）およびヒト大動脈平滑筋細胞（ＳＭＣ）は、Ｌｉｆｅｌｉｎｅ ｃｅｌｌ ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓから購入した。ＳＭＣのドナーは４９才のアフリカ系アメリカ人男性、非喫煙者で高血圧および心臓疾患があり、脳内出血により死亡した。ＥＣのドナーは６１才の白人男性、非喫煙者で高血圧および心臓疾患があり、脳内出血により死亡した。ＳＭＣをインビトロゲンの基本培地Ｍ２３１で培養し、平滑筋細胞成長補強剤およびＥＣを、Ｌｉｆｅｌｉｎｅ社の基本培地で内皮成長補強剤とともに培養した。両方の細胞タイプを、Ｐ５を通して育成した。細胞をトリプシン処理、遠心分離、再懸濁および血球計数器を用いて計数した。４×１０^４細胞／基礎材の濃度で、ＳＭＣをＳＭＣ培地とともにウェルに投入した。４×１０^４細胞／基礎材の濃度で、ＥＣをＥＣ培地とともにウェルに投入した。標準湾曲部も、それぞれのある範囲の量の細胞タイプを標準サイズのウェルプレート内に播種することにより生成した。それぞれの時点について３つの基礎材を播種し、標準湾曲部に関する３つの複製を播種した。最初の分析前に、２．５時間細胞が付着するようにした。代謝データについてこの研究を４回繰り返し、増殖データについてこの研究を２回繰り返し、顕微鏡検査についてこの研究を２回繰り返した。それぞれの繰り返しに対しｎ＝３を使用した。

代謝活性の測定のため、培地を基礎材から取り出し、標準湾曲部を含むそれぞれのウェルに培地に入った１０％のアラマーブルー（ＡＢ）溶液を加えた。ＡＢ溶液は、それぞれの細胞タイプに対しそれぞれの培地を使用した。基礎材をＡＢとともに２．５時間培養し、それからＡＢを黒色の不透明な９６ウェルプレート内へ１００μＬの容量で等分し、蛍光プレートリーダでＥＸ：５３０ ＥＭ：５９０で読み取った。ウェルからＡＢ溶液を取り除いた後、基礎材をＰＢＳで洗浄し、研究前の基礎材とともにプレートをパラフィルムで包み、−８０Ｃの冷凍庫に置いた。残りの基礎材の培地を交換し、プレートを培養器内に戻した。このＡＢ処理を、１，３，７および１０日繰り返した。図１１Ａ〜Ｂは、異なる繊維形態の基礎材に反応したｈＡｏＥＣおよびｈＡｏＳＭＣの代謝活性における（それぞれのサンプルについて研究前の値に基準化した）変化のグラフを示す。

全ての時点が完了し凍結された後、ピコグリーン（ＰＧ）を用いてｄｓＤＮＡ定量化研究を実行した。基礎材を−８０°Ｃから取り出し、ＲＴで３０分間解凍させた。プロテイナーゼＫをＥＣ培地内で１ｍｇ／ｍＬに希釈し、それぞれのサンプルおよび標準湾曲部に１００μＬを加えた。プレートを培養器内に置き、３０分間で４２°Ｃまで上昇させた。プレートを取り出し、プレート加振器上に２分間強度＃３で置いた。それからプレートを−８０°Ｃに戻し、一晩そのままにした。翌朝プレートを−８０°Ｃから外し、室温で３０分間解凍させた。３回目に−８０°Ｃでさらに３０分間凍結し、その後室温で３０分間解凍する前にそれらをプレート加振器上に２分間強度＃３で再度置いた。５００μＬのＴＥ緩衝剤を、全てのプレート１サンプルに加えた。それから、それぞれの５つの複製１００μＬを、ＤＮＡｓｅおよびＲＮＡｓｅフリー９６ウェルプレートへ取り出した。プレート２および３を、−２０°Ｃの冷凍庫においた。ＰＧアッセイ溶液は、１００μＬのＰＧと２１ｍＬのＴＥ緩衝剤の混合で、これらから構成された。ウェルあたりの容量が２００μＬとなるように、１００μＬのＰＧ溶液をウェルプレートに加えた。プレートを暗所で数分培養させ、それから蛍光プレートリーダでＥＸ：４８５ ＥＭ：５２８で読み取った。同一の技術を、プレート２および３について繰り返した。図１２Ａ〜Ｂは、ナノファイバ（“Ａ”）、マイクロファイバ（“Ｂ”）またはフィルム（“Ｃ”）でそれぞれ構成された基礎材上のｈＡｏＥＣおよびｈＡｏＳＭＣの経時的な細胞増殖のグラフを示す。ｄｓＤＮＡの内容を測定するため、ピコグリーンを用いて判断した（ｎ＝６）。

細胞の導入前ならびにそれぞれの時点で、両方の繊維状基礎材を撮像するため、電子顕微鏡スキャンを使用した。細胞が存在したとき、サンプルを４％のパラホルムアルデヒドで固定し、それから室温で真空オーブン内に置く前にエタノール勾配を用いて脱水した。

各時点のサンプルを４％のパラホルムアルデヒドで固定し、それからαアクチン共役ＦＩＴＣまたは抗ＣＤ３１のどちらかと、フルオロフォアおよびＤＡＰＩで染色し、核を染色した。サンプルをスローフェード（Ｓｌｏｗｆａｄｅ）に据え付け、それからそれらのそれぞれの波長を用いて共焦点蛍光顕微鏡で観察した。図１３Ａ〜Ｄは、１，３，７および１０日目の電界紡糸されたマイクロファイバとヒト大動脈内皮細胞のＳＥＭ画像を示す。図１４Ａ〜Ｄは、１，３，７および１０日目の電界紡糸されたマイクロファイバとヒト大動脈平滑筋細胞のＳＥＭ画像を示す。

１方向ＡＮＯＶＡを使用して、細胞数および代謝活性における有意性がある増加を判断した。ポストホックに、チューキーテストを使用した。異常値の判断に、Ａｚテストを使用した。

代謝および増殖データの両方に基き、内皮細胞は、同一の素材で製造されたフィルムまたはナノファイバのどちらかよりも、マイクロファイバに明確に反応していると判断しうる。より具体的にいうと、ナノファイバでは、内皮細胞は代謝の増加を示したが増殖の増加は示さず、細胞にストレスがかかっている可能性を示唆していることに注目すべきである。フィルム対照群で同様の傾向が認められたが、マイクロファイバ基礎材ではなかった。マイクロファイバ基礎材についての代謝活性ならびに増殖と視覚画像の対照は、他のサンプルと違い、細胞が基礎材を浸潤したことを示唆する。

ブタで、外科的ＡＡＡモデルを用いて生体内の研究を実行した。ブタに動脈瘤を生成するため、合成グラフトまたは平滑筋（一般的に空腸または腹膜）の楕円形のパッチを大動脈の長手方向の裂傷内に縫合し、合成グラフトまたは平滑筋のパッチはふくらんで動脈瘤形状を形成する。パッチモデルは動脈瘤の物理的形状を形成し、大動脈壁にいくぶんかの固有の損傷を与える。

メスブタ（５０〜７５ｋｇ）を４８時間流動食させ、それから筋肉注射を通してジアゼパム（０．１ｍｇ／ｋｇ）、ケタミン（１０ｍｇ／ｋｇ）およびアトロピン（０．０１ｍｇ／ｋｇ）の混合物で鎮静化する前に、２４時間絶食させた。それからその動物を経静脈プロポフォル（２ｍｇ／ｋｇ）で麻酔し、それから経口挿管した。挿管後、２％のハロタンで全身麻酔を維持した。心拍数、血圧、呼気終末ＣＯ_２およびＯ_２飽和度を常時監視した。水分補給および薬剤管理周縁処置のため、静脈アクセスを確立した。

ＡＡＡの形成前に、超音波を使用して大動脈を測定し、ベースライン基準を得た。滅菌状態で正中線開腹を行い、腹膜の一部を取り出し、半分に折って長さおよそ３ｃｍおよび幅２ｃｍの長方形を形成した。鰐口クリップを近位、中位および遠位に使用して縁部を固定し、二重層パッチを形成した。

術後癒着を防ぐため、腸を側面に移動し、湿った手術タオルで覆った。大動脈を分離し、非外傷性血管クランプを用いて腎動脈の下方で離して固定した。大動脈の長さと平行に、長さおよそ３ｃｍおよび幅２ｍｍの大動脈切開を行った。パッチを、５−０Ｐｒｏｌｅｎｅランニング縫合糸を用いて切開部分内に縫合した。クランプをそれから取り除き、動脈瘤のふくらみを漏出について調べた。

漏出を、５−０Ｐｒｏｌｅｎｅランニング縫合糸を用いて閉じた。漏出が観察されなくなったとき、腸を置換して、その動物を３−０バイクリルを用いて３層に閉じ、ステープルで終えた。最初の２４時間の間１２時間ごとに０．０５ｍｇ／ｋｇのブプレノルフィンでのＩＭ鎮痛を用いた獣医学的治療で、その動物は回復した。３日間にわたり、アモキシシリン（２０ｍｇ／ｋｇ／日）を筋肉内に投与した。１回３７５ｍｇのアスピリンを、７日間にわたり１日１回経口で与えた。この処置の後、正常食を１日再開した。パッチの部位の大動脈を、超音波を用いて７および１４日目に測定した。１４日目に、動脈瘤が通常の大動脈より少なくとも３０％より大きいと測定された場合、第２の処置を実行した。それが十分大きくなかった場合、それをもう１週間形成させた。

クロロホルムにポリカプロラクトンを入れた溶液を、回転する（５８７．５ＲＰＭ）３ｍｍの直径のアルミニウムマンドレル上に電界紡糸し、チューブ状の基礎材を形成した。結果として生じる基礎材は、６．３７±１．１３μｍの平均繊維直径と７６．７９±５．６０％の平均空隙率、１．６６±０．９９ＭＰａの弾性係数、１．４５±０．３２ＭＰａのＵＴＳ、９．５２±２．７３の破損歪の特性を有した。基礎材を取り出し、３０，３５または４０ｍｍのどれかの長さに切断した。基礎材を、高ＲＦの酸素ガスプラズマを用いて個々に３分間殺菌した。

第１の処置の１４日から２１日後、動脈瘤を血管内で治療するため第２の処置を実行した。第２の処置で、ケタミン（１００ｍｇ／ｍｌ）＋キシラジン（１００ｍｇ／ｍｌ）混合ＩＭを３ｃｃ／５０ポンドで、またはテラゾール５〜８ｍｇ／Ｋｇを用いて動物を鎮静させ、続いて挿管して、処置の時間（約２時間）中、麻酔器を用いて０．３％〜３％のイソフルラン麻酔と酸素補給を維持した。ＩＶラインを導入して液滴を開始し、外科処置中維持した（０．９％の生理食塩水または乳酸リンゲル液）。外科処置中、ＥＫＧ、呼吸数、ＳＰＯ_２、および温度を監視した。表１に示すように、動物を４つの治療群に分けた。

外科的埋め込みの日、Ａ群およびＤ群について、基礎材を、６−０Ｐｒｏｌｅｎｅアンカー縫合糸を用いてステント（Ｍｅｇａｌｉｎｋ胆管ステント、Ｇｕｉｄａｎｔ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ）上に縫合した。２本のアンカー縫合糸を近位に１８０°傾けて付け、１本の縫合糸を遠位に付けた。それから装置をバルーンカテーテル（Ｐｏｗｅｒｆｌｅｘ Ｐ３，ＣＴＡ拡張カテーテル，Ｊｏｈｎｓｏｎ ａｎｄ Ｊｏｈｎｓｏｎ上に装填した。

全ての動物について、右大腿動脈を分離し、導入器シース（７Ｆ）を動脈内に置いた。ガイドワイヤ（３ｍｍ Ｊ，０．８９ｍｍ×１４５ｃｍ，Ｂｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ）を挿入し、動脈瘤の部位のちょうど近位に位置付けた。ガイドワイヤに続き、多目的カテーテル（６Ｆ）を挿入し、対照液（オムニパーク）を使用して、血管造影を用いて動脈瘤を視覚化した。

Ａ群：動脈瘤の視覚化の後、導入器シースをより大きいシース（１１Ｆ）と置換し、ガイドワイヤを２６０ｃｍの硬質のワイヤで置換した。基礎材を装填したカテーテルをシースを通して挿入し、基礎材が動脈瘤の源のちょうど近位にあるよう位置決めた。それからバルーンを１０秒間１２ＡＴＭまで膨張させ、その後収縮させた。バルーンを取り除く前に、血管造影を用いてステントの完全拡張をチェックした。それが完全に拡張されていなかった場合、バルーンをさらに１０秒間１２ＡＴＭまで再膨張した。バルーンを取り除いた後、多目的カテーテルを再度挿入し、対照液（オムニパーク）を使用して大動脈を視覚化し、動脈瘤の閉塞度合を観察した。それから、大腿動脈が絹縫合素材を用いて連結されたとき、カテーテル、続いて導入器シースを取り除いた。アクセス部位を３−０Ｖｉｃｒｙｌで閉じ、動物を回復させた。

Ｂ群 第２の動物群について、動脈瘤部位へのガイドワイヤの挿入に続き、バルーンカテーテル上に予め装填された
ＰＴＦＥ包覆ステント（心房Ｉ−ｃａｓｔ，９ｍｍ）を、７Ｆの導入器シースを通して挿入した。バルーンを１０秒間１５ＡＴＭまで膨張し、その後収縮させ取り除いた。それから第２のバルーン（パワーフレックスＰ３ ＣＴＡカテーテル１２ｍｍ×４ｍｍ）を置き、１０秒間１２ＡＴＭまで近位および遠位に膨張させた。６ＦのＭＰ−１カテーテルを再度置き、血管造影を使用してＡＡＡが適切に閉塞したかどうかを判断した。それから、大腿動脈が絹縫合素材を用いて連結されたとき、ガイドワイヤおよびカテーテル、続いてシースを取り除いた。アクセス部位を３−０Ｖｉｃｒｙｌで閉じ、動物を回復させた。

Ｃ群 対照群であるＣ群について、非包覆バルーン（パワーフレックスＰ３ ＣＴＡカテーテル１２ｍｍ×４ｍｍ）を（何も装填せずに）７Ｆのシースを通して挿入し、１０秒間１２ＡＴＭまで膨張させた。それからそれを取り除き、６ＦのＭＰ−１カテーテルを使用して、血管造影で大動脈を視覚化した。カテーテルおよびシースを取り除いた後、絹で大腿動脈を連結し、動物を回復させた。

Ｄ群 Ｄ群の動物は動脈瘤手術をしなかったが、Ａ群について記載したような基礎材を受け入れた。

超音波を使用して、最初の手術前ならびに動脈瘤形成後７，１４日目、および選択ケースでは２１日目に大動脈のサイズを判断した。１４日目に動脈瘤サイズが本来の大動脈より少なくとも３０％大きくない場合、２１日目を可能にした。第２の処置後、超音波を使用して術後１４および２８日目に動脈瘤を調べた。全ての超音波について、動物を鎮静状態（Ｔｅｌｅｚｏｌ５〜８ｍｇ／ＫｇＩＭ）にし、動脈瘤の部位における大動脈を、各時点で３つの画像から３地点で測定した。

第２の処置中および屠殺時、超音波に加え、血管造影を使用し、大動脈の直線状および側面画像の両方を得た。それぞれの動物の血管造影画像から、３つの動脈瘤測定結果を取得した。

２８日後、動物を全身麻酔し、左大腿動脈を分離した。６Ｆの導入器シースを置き、６ＦのＨＳカテーテルを置いた。対照（オムニパーク）を使用して、血管造影を用いてグラフト部位を視覚化し、それから動物を安楽死させ、剖検を実行した。剖検中、大動脈を腎動脈から腸骨分岐部へ分離した。内腔を露出するように組織試験片を長手方向に切断し、ホルムアルデヒド内に試験片を固定する前に全体画像を得た。組織が固定されると、組織学的検査のため、１）動脈瘤を貫通した横断、２）付加の近位部位を貫通した長手方向、３）動脈瘤部位の近位の横断、の３つのブロックを切断した。ブロックをパラフィンに包埋し、染色のため区分化した。組織学的検査の区分をヘマトキシリンおよびエオシン（Ｈ＆Ｅ）、マッソン３色（ＴＲＩ）、または平滑筋アクチン（ＳＭＡ）に対する免疫学的染色またはＰＥＣＡＭ−１（ＣＤ３１）のいずれかで染色した。Ｈ＆Ｅ染色は組織の全体構造を明らかにし、そこで赤血球は赤、核は青、細胞質および細胞外マトリクスはピンクである。構造をさらに明瞭にするよう、ＴＲＩ染色したコラーゲンの青、核の黒、筋肉の赤、および細胞質のピンクを使用した。α−アクチンを赤に染色するのに、ＳＭＡ抗体を使用した。ＣＤ３１抗体は、区分内で内皮細胞および血小板内のグリコプロテインを茶色に染色する。免疫学的区分を、核を青で示すため後染色した。染色されたスライドを、光学顕微鏡で見た。クラスカルワリスランク分析を使用して、グラフト埋め込み後の動脈瘤サイズにおける有意性がある減少を判断した。

研究初期に、最初の動脈瘤形成手術後１週間で、消化管の合併症からＡ群およびＢ群でそれぞれ１匹の動物が死亡した。食餌が、最も影響力を有すると判断された。それを、さらなる合併症が認められなかったその後の動物に対し調整した。グラフトの配置後６時間で、Ａ群のもう１匹の動物が肺水腫で死亡した。スタッフの獣医病理学者は、合併症はグラフトそれ自身に関連しないと判断した。他の全ての動物は、研究の間、合併症なく生存した。

動脈瘤形成手術を受けた全ての動物で、パッチから大動脈拡張が起こった。図１５は、図１６Ａ〜Ｃに示されるように超音波を用いて経時的に測定した、パッチの部位の最大内腔直径の平均と比較した、それぞれの群についての最初の大動脈のサイズのグラフ表示であり、Ａが大動脈であり、ＡＡＡが動脈瘤である。図１６Ａは、動脈瘤形成手術前の大動脈の超音波を示す。図１６Ｂは、手術後７日の図１６Ａの大動脈の超音波を示す。図１６Ｃは、手術後１４日の図１６Ａの大動脈の超音波を示す。

超音波に加え、周縁処置に血管造影を使用して、図１７Ａ〜Ｂに示されるような動脈瘤の閉塞の評価、ならびに図１８Ａ〜Ｄに示されるような個々の動物について動脈瘤レベルにおける大動脈のサイズの推定を行った。図１８Ａは、Ａ群の個々の動物の内腔直径である。図１８Ｂは、Ｂ群の個々の動物の内腔直径である。図１８Ｃは、Ｃ群の個々の動物の内腔直径である。図１８Ｄは、Ｄ群の個々の動物の内腔直径である。

全ての動物が閉塞した動脈瘤を有すると認められ、処置前の動脈瘤部位でのグラフトは完成とみなされた。イチジク１８Ａ〜Ｂの個々の結果は、動脈瘤上に置かれたグラフトを有する群（Ａ群およびＢ群）で、Ｂ群の第１の動物を除いて内腔直径が埋め込み後の方が小さく、その例外はわずかであり、バルーンの過度の膨張の結果であると考えうる。グラフトを受け入れなかった動物（Ｃ群）、またはグラフトを受け入れたが最初の動脈瘤手術がなかった動物（Ｄ群）の内腔直径は、比較的一定したままだった。動脈瘤の治療後、１４および２８日目に超音波を使用し、図１９Ａ〜Ｄに示されるように、動脈瘤部位における大動脈のサイズを測定した。図１９Ａは、Ａ群の個々の動物の内腔直径である。図１９Ｂは、Ｂ群の個々の動物の内腔直径である。図１９Ｃは、Ｃ群の個々の動物の内腔直径である。図１９Ｄは、Ｄ群の個々の動物の内腔直径である。

Ａ群およびＤ群の大動脈を長手方向に開いたとき、基礎材が大動脈壁に接着していることが認められた。Ａ群の基礎材は円形の形状に色の変化があり、そこでは動脈瘤が覆われていたが概して白っぽく、光って見えた。Ｂ群の大動脈は赤または紫がかった色を持ち、いくぶん光っていた。Ｃ群の大動脈は非常に小さいくぼみを有し、そこは動脈瘤であり、それらは通常の内腔と同様に白で光っていた。Ｄ群でもまた、内腔は光って見え、血栓形成はなかった。

組織学的検査の結果は、ＰＣＬ基礎材を受け入れたＡ群およびＤ群の動物は、図２０および図２１に示されるように、大動脈壁からの平滑筋細胞浸潤を含む基礎材への有意性がある細胞浸潤を有したことを示した。図２０は、大動脈壁（Ａ）と基礎材（Ｓ）の間の界面のＨ＆Ｅ染色を示す。図２１は、大動脈壁（Ａ）と基礎材（Ｓ）の間の平滑筋アクチン染色を示す。また、基礎材の繊維周辺にコラーゲンが存在した。ＰＣＬ基礎材を受け入れた全ての動物について内皮が観察され、核のＰＥＣＡＭ−１陽性染色により図２２、２３および２４に示され、ここではＥが内皮、Ｓが基礎材、Ｉが内膜、およびＳＴが取り除かれたステント支材である。図２２は、大動脈内の内皮および新生内膜とＰＣＬ基礎材挿入物のＨ＆Ｅ染色を示す。図２３は、大動脈内の内皮および新生内膜とＰＣＬ基礎材挿入物のＣＤ−３１抗体染色を示す。図２４は、大動脈内の内皮および新生内膜とＰＣＬ基礎材挿入物のマッソン３色染色を示す。内皮と基礎材の間にもコラーゲンで構成された新生内膜が存在し、平滑筋細胞が同心円状に向いていた。

何匹かの動物で、ときどき血管壁に垂直に向いた組織がＰＴＦＥ層を分離しているように見えた。他の部分では、ＰＴＦＥ素材が単一の層として存在することを意味すると示唆する、層を分離する明確な組織層はなかった。

いずれの治療を受けなかったＣ群で、動脈瘤嚢は内膜過形成であるように見えるもので埋まっていた。従って、それは動脈瘤上のグラフト自身の影響と明らかに認識できない。そのような形成は、動脈瘤のサイズ、血管の状態、またはブタの血管系固有の反応結果であると考えうる。Ｃ群で完了した動物はわずか２匹であり、この群から導くことができる概要は限定される。

本研究で、２８日目に基礎材上に内皮および新生内膜が存在し、平滑筋細胞がグラフト素材内に観察された。ＰＴＦＥ包覆ステントは、動脈瘤の領域に一致した層間のある程度の離層を示した。細胞はときどき血管壁に垂直に向き、層の間の間隙を埋めていたが、領域内にコラーゲンまたは平滑筋細胞のような組織の成分の欠如に基いた生存可能な組織を認めなかった。しかし、組織学的検査分析により示されたような、多数の好中球、血小板および赤血球が存在した。これらの構成要素の存在は炎症によるものであるかもしれず、または基礎材内の浸潤および組織の組織化が基礎材内の反応より遅いことを示しているかもしれない。基礎材はブタの中に正常に配置され、２８日目に、内皮形成、平滑筋細胞浸潤、コラーゲン、および血管壁への付着について肯定的な結果を示した。

基礎材内への細胞の浸潤は、生体外および生体内の両方で観察された。静状態の生体外分析は、平滑筋細胞が、ナノメータサイズよりマイクロメータサイズの繊維の基礎材に多く浸潤したことを明らかにした。特に内皮細胞および平滑筋細胞は、ナノファイバに比較してマイクロファイバで増殖および代謝活性が増したことを示した。

生体外モデルは、細胞、特に平滑筋細胞がナノファイバ基礎材よりマイクロファイバ基礎材に多く浸潤したことを明らかにした。動的環境でのテストで、徐々に、細胞はそれらの多くが最初に位置付けられた場所である内腔表面にもう存在しなくなることを意味するのが興味深い。生体内で、平滑筋細胞、コラーゲン、および好中球を含む多数の細胞および組織成分が基礎材内で見出された。基礎材の内腔表面は、内皮を含む新生内膜により覆われていた。

全ての動物で、基礎材は大動脈壁への完全な付加を示し、それは存在するとき動脈瘤を完全に閉塞した。拡張または再狭窄の有意性がある実証は観察されず、グラフトはその３ｍｍから１０ｍｍへの内径の拡張にもかかわらず破裂しなかった。よって、繊維のタイプは適切な血管細胞の支援となり、これらの細胞の浸潤および増殖を可能にする。

本発明の種々の態様のさらなる改変および代替的な実施形態は、この記載を見て当業者に明らかであろう。従ってこの記載は、一例としてのみ解釈されるべきであり、当業者に本発明を実行する一般的な方法を教示する目的である。本明細書に示されおよび記載された形態は、実施形態の例として受け取るべきであることを理解すべきである。構成要素および素材を、本明細書に示されおよび記載されたそれらと置き換えてもよく、部分および処理を逆転してもよく、本発明のある機能を独立して使用してもよい。これらの全ては、本発明のこの記載の利点を有した後で当業者に明らかになるだろう。後述の請求項に記載のような本発明の趣旨および範囲から逸脱することなく、本明細書に記載された構成要素の変更をなしうる。

Claims (27)

1. 拡張可能な基礎材を備え、前記基礎材は不織繊維で構成され、前記基礎材は実質的に曲線状の繊維を有する第１の面、および実質的に直線状の繊維を有する第２の面を有し、
   前記基礎材が哺乳類内に位置決められるとき、前記基礎材の前記第１の面は細胞の付着に適切な面を提供し、一方で前記基礎材の前記第２の面は細胞の侵入および組織化を促進する、
   組織修復装置。
2. 前記装置が動脈瘤の修復のために構成される、請求項１に記載の装置。
3. 前記装置が、内腔組織構造、組織内の空洞または半空洞のスペースの修復のために構成される、請求項１に記載の装置。
4. 前記繊維が電界紡糸される、請求項１に記載の装置。
5. 前記繊維が、押出、延伸、および／または引抜技術を用いて製造される、請求項１に記載の装置。
6. 前記繊維が、生分解性および／または生体吸収性素材で構成される、請求項１に記載の装置。
7. 基礎材が、１つまたは複数のポリ（α−ヒドロキシエステル）で構成される、請求項１に記載の装置。
8. 基礎材がポリカプロラクトンで構成される、請求項１に記載の装置。
9. 前記基礎材が、生分解性および／または生体吸収性の天然ポリマーで構成される、請求項１に記載の装置。
10. 前記基礎材が、エラスチン、コラーゲン、ＤＮＡ、ＲＮＡ、グルコサミノグルカンまたはその混合物で構成される、請求項１に記載の装置。
11. 前記第１の面が凹面であり、前記第２の面が凸面である、請求項１に記載の装置。
12. 前記基礎材が支持構造により支持される、請求項１に記載の装置。
13. 前記支持構造が拡張可能である、請求項８に記載の装置。
14. 前記支持構造が拡張可能なステントである、請求項８に記載の装置。
15. 前記支持構造が柔軟な構造である、請求項８に記載の装置。
16. 前記支持構造が再配置可能な構造である、請求項８に記載の装置。
17. 前記支持構造が生体吸収性および／または生分解性である、請求項８に記載の装置。
18. 前記基礎材が、生分解性素材および／または生体吸収性素材化合物から電界紡糸される不織マイクロファイバで構成される、請求項１に記載の装置。
19. 前記基礎材が、生分解性素材および／または生体吸収性素材化合物から電界紡糸される不織ナノファイバで構成される、請求項１に記載の装置。
20. 前記基礎材が実質的にチューブ状である、請求項１に記載の装置。
21. 前記基礎材が、医療装置の少なくとも一部により支持される、請求項１に記載の装置。
22. 前記基礎材が、支持構造に縫合または機械的に固定される、請求項１に記載の装置。
23. 前記基礎材が支持構造に化学的に接着される、請求項１に記載の装置。
24. 前記基礎材が、支持構造上に直接または間接的に電界紡糸される、請求項１に記載の装置。
25. 前記支持構造が、電界紡糸された前記基礎材内に組み込まれる、請求項１に記載の装置。
26. 装置を内腔組織構造内に挿入し、前記装置は拡張可能な基礎材を備え、前記基礎材は生分解性素材および／または生体吸収性素材から電界紡糸された不織繊維で構成され、前記基礎材は、実質的に曲線状の繊維を有する第１の面、および実質的に直線状の繊維を有する第２の面を備えるステップと、
    前記基礎材が前記内腔組織構造の少なくとも一部と接触するように、前記基礎材を拡張し、前記基礎材の第１の面が細胞の付着に適切な面を提供し、一方で前記第２の表面が細胞の侵入および組織化を促進するように前記基礎材が位置決められるステップと、
    前記内腔組織構造内に前記装置を固定するステップと、を含む、
    組織修復方法。
27. 拡張可能な基礎材を備え、前記基礎材は、実質的に曲線状の繊維を有する面、および実質的に直線状の繊維を有する対向する面で構成される、
    医学的状態を治療する装置。

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