JP2015522339A - インプラント - Google Patents
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Abstract
Description
図1は、心臓弁葉状部の天然の繊維配向を示す(Sauren(1981年))。
図2は、血管内のらせん状繊維配向を示す(Holzapfel, J. Elast., 2000年)。
図3は、20時間の安定した性能を示す全身状態におけるPCL−ビスウレア弁の120/80mmHgでの弁試験の結果を示す。
図4は、20時間の弁試験(R11020)における全身状態の開始時(2枚の上の写真)と20時間後(2枚の下の写真)のPCL−ビスウレア弁の写真を示す。
図5は、数時間以内の性能の低下を示す全身状態でのPCL弁の50/25mmHgでの弁試験の結果を示す。
図6は、20時間の弁試験(R11020)における50/25mmHgでのPCL弁の開始時の写真(2枚の上の写真)と20時間後の写真(2枚の下の写真)を示す。
図7は、弁試験のための写真(a)とセットアップの概略図(b)を示す。
図8は、主繊維方向に沿う(第1の図)及び主繊維方向に垂直な(第2の図)PCL及びPCLビスウレア電気紡糸の足場用の単軸引張試験の結果を示す。
図9Aは、PCL及びPCLビスウレアでの単軸疲労試験(10%、2Hz)の結果を示す。図9Bは、PCLビスウレア及びPCL UPyインプラントを使用して実施された導管疲労試験の比較の結果を示す。
図10は、電気紡糸心臓弁インプラントにおけるクリンプ試験の結果を示す。
図11は、3D電子紡糸心臓弁の異なるクリンプ状態を示す。
図12は、3D電子紡糸心臓弁用のクリンプの様々な段階の後のステントを示す。
図13は、ヒツジモデルにおけるPCL−ビスウレアインプラントのDAPI染色の2つの絵を示す。
図14は、PCL及びPCL−ビスウレアマトリックスの2つのSEM画像を示す。
空隙率=(1−足場の密度/ポリマーの密度)×100%
(式中、ポリマーの密度は使用されるポリマーに基づいて変化し、足場の密度は、足場の質量/足場の体積のように計算される)。
− 鋳型を提供する工程;
− マトリックス材料を、1種以上の超分子化合物をエレクトロスピニングすることによって鋳型に適用する工程;及び
− 前記鋳型からマトリックス材料を分離する工程
を含む、前記方法に関する。
実施例1
インプラントは以下の方法に従って製造した。要求される量のPCL、PCLビスウレア又はPCL UPyを適切な溶媒/溶媒混合物中に溶かし、溶解するまで撹拌する。得られた溶液を、一定の流速で(時間によって流れを変化させることも可能であり、異なる特性を有する足場をもたらす)帯電され得るノズルに送達する。典型的には、これはシリンジポンプを使用して行う。高い電圧をノズルに印加する。他の電圧で繊維を製造することが可能であるが、使用される電圧差(正電圧と負電圧の組み合わせ)は、10〜20kVの範囲である。回転コレクタを、通常、円筒状の形態で配置する。コレクタを、接地又は負端子に接続する。回転速度は、通常、100rpmである。繊維を、コレクタ上に堆積させる。製造されるインプラントの長さと厚さは、流量、電圧、コレクタ回転速度、掃引ノズル速度に影響される。所望の厚さが達成された後、紡糸を停止し、コレクタを取り出す。コレクタ中のインプラントを、真空乾燥し、一晩アニール(約37℃)する。他の取り出し方法も可能であるが、インプラントを、暖かい水(約37℃)に浸漬することによって、コレクタにより取り出す。電界紡糸繊維メッシュのSEM画像を図14に示す。
実施例1の方法に従って得られたインプラントを、ISO5840:2005に従って試験した。弁インプラントの血行力学的性能を、模擬ループシステムを用いて生理的に関連する流量と圧力を負荷することによって評価する。図7は、使用されるモックループの画像を示す。このモックループに搭載されるべき弁を、肺動脈圧及び流れのいずれかに又は大動脈圧及び流れにさらす。実験に使用される液体は生理食塩水である。上に示したモックループシステムでは、循環流体は、コンピュータ(PC)制御ピストンポンプ(P)によって置換される。ピストンは、運動制御ボードによって制御されるサーボモータ(SM)システムに接続されている。ピストンはモデル僧帽弁(MV)を介してリザーバから左心室空洞(LV;VLV=1L)を充填し、その後、液体を、2つの抵抗(R1とR2)及びコンプライアンスタンク(C;VC=2L)からなるウインドケッセル(WK)モデルに動脈弁(AV)を介して噴射する。ウインドケッセルモデルから、液体は、シリコーンチューブの部分を通って貯水池に流れ込む。動脈弁を通る脈動流を流量計(FM1)により測定する。更に、平均心拍出量を、ウインドケッセルの出口シリコーンチューブ上のクランプオン流量センサ(FM2)によって記録する。心室及び動脈圧を、ブリッジ増幅器(Picas、Peekelインスツルメンツ社)に接続されている圧力変換器(Pv及びPa)を用いて記録する。信号を、データ収集ボードによって記録し、PC内のハードディスクに保存する。200Hzのフレームレートでの心臓サイクルを通じて弁のダイナミクスを捕捉するために、内視鏡を、高速カラーカメラが接続される全身動脈(M5)内に導入する。弁の圧力と流れを、弁の機能性を評価するために経時的に監視される。
ズウィック引張ステージは、PCに接続された、測定モジュールに接続されている。必要な準備の後、このシステムを、例えば、生物学的組織の細片の応力−歪み特性を取得するために使用することができる。まず、試料の両側を、2つのクランプを用いて引張ステージに取り付ける。PC上のソフトウェアは、引張ステージを作動し、それによって試料を伸長させる。この伸びの間に、変位並びに力を記録し、その後、TRAファイルに保存する。試験片の寸法で補完された、このファイルから、機械的パラメータ(ヤング率、極限引張強さ/歪み)を、Matlabを使用して決定することができる。RT(ドライ)、グリップ−ツーグリップ分離=9ミリメートル、伸び率=9ミリメートル/分、20Nのロードセル。
A)単軸疲労試験
単軸引張試験に類似のセットアップを用いて、繰り返し荷重を実施して、PCL及びPCLビスウレアでの、単軸疲労試験(10%の歪み、2Hz)における疲労挙動を評価した。これらの結果は、弁試験(実施例2)で見られる疲労モードとタイムラインを確認し、これは、PCLから作製された弁についての1000サイクル以内の疲労(生体内で1/2時間未満)を示し、PCL−ビスウレアから作製された弁についての疲労は示さなかった。更に1万サイクル後(生体内で11日超)に、疲労損傷は、PCLビスウレア弁について見られなかった(図9A)。
実施例1の方法に従って得られたインプラントを、管状に成形された足場に循環圧負荷をかけることによって耐疲労性について試験した。このベンチテストを使用して、脈管装置を、適切な圧力差で流体力学的な脈動荷重に付すことによってこの耐久性を測定する。装置の試験片を、環境チャンバ内に沈め、300万サイクル疲労させる。試験条件は、ASTM F 2477 - 07 ”Standard Test Methods for in vitro Pulsatile Durability Testing of Vascular Devices”及びFDAガイダンス1545 (2010)”Non-Clinical Engineering Tests and Recommended Labeling for Intravascular Devices and Associated Delivery Systems”に記載されたインビトロでの機械的疲労試験の要件を満たすように設計されている。試験を制御し且つ圧力制御法によって監視し、これは試験が所望の範囲内の循環圧範囲を制御することを示す。周波数を5Hz、温度を37℃に設定し、圧力範囲を35/15mmHgに設定した。出力のように、試験された足場の外径を、サイクル数の関数として測定する。
直径28mmの本発明によるインプラントをクリンプ試験に付した。インプラントを、経カテーテル心臓弁をクリンプするために市販の装置を用いて一定の直径まで縮小させた。異なる段階のクリンプ工程を図11に記載する。その後、それらを通常のサイズに戻した。直径を展開した後に、再び測定した。これらの結果を図10に示し、その際、ストリップされた棒は、インプラントがクリンプされた直径を表し、白い棒は、クリンプされていないサイズまで戻された後のインプラントの直径を表し、黒い棒は、インプラントを37℃でPBS中に1時間浸漬した後であるが、白い棒と同じ直径を表す。
本発明によるインプラントは、心臓切開手術を用いて成羊の肺動脈弁位置で移植した。細胞をDAPI染色で可視化し、細胞浸潤を顕微鏡下で評価した。細胞浸潤を、移植の1日後、7日後及び8週間後に評価した。これらの結果を図13に記載する。左上の写真は1日後の細胞浸潤を示し、右上の写真は7日後のPCLビスウレアインプラントを示し、下の写真は8週間後のPCL−Upyインプラントにおける細胞浸潤を示す。これらの写真は、明らかに、細胞が生体内でPCLビスウレアインプラントとPCL−UPyインプラントを浸潤することを示す。
Claims (21)
- 1種以上の超分子化合物を含むマトリックス材料を含むインプラントであって、該マトリックス材料が繊維ネットワークを含み且つ少なくとも60%の空隙率、好ましくは70%〜90%の間の空隙率を有する、前記インプラント。
- インプラントが、心臓血管インプラントであり、好ましくは、(血液)血管、心臓弁、心臓血管パッチ又は弁付き導管からなる群から選択されるインプラントである、請求項1に記載のインプラント。
- インプラントが、少なくとも1つの支持構造体によって補強され、好ましくは少なくとも1つの支持構造体は、補強リング、縫合リング又はステント構造体からなる群から選択され、好ましくは生分解性であり、好ましくは、インプラントは強化されたマトリックス材料からなる、請求項1又は2に記載のインプラント。
- マトリックス材料が生分解性である、請求項1から3までのいずれか1項に記載のインプラント。
- マトリックス材料が繊維ネットワークからなり、好ましくは、繊維ネットワークがエレクトロスパン繊維からなる、請求項1から4までのいずれか1項に記載のインプラント。
- マトリックス材料が1種以上の超分子化合物からなる、請求項1から5までのいずれか1項に記載のインプラント。
- 1種以上の超分子化合物が、ポリカプロラクトン(PCL)又はPCL、カプロラクトン、ポリ乳酸及び/又は乳酸の組み合わせを含む又はそれらからなる主鎖を有する、請求項1から6までのいずれか1項に記載のインプラント。
- 超分子化合物が、Upy(ウレイド−ピリミジノン)及び/又はビスウレアから選択される1つ以上の基を更に含む、請求項7に記載のインプラント。
- 1種以上の超分子化合物が少なくともPCL UPyを含み、好ましくは、マトリックス材料がPCL UPyからなる、請求項8に記載のインプラント。
- 繊維ネットワークがナノファイバー及び/又はマイクロファイバーを含み、好ましくは、繊維の直径が3〜20マイクロメートル、好ましくは5〜10マイクロメートルの範囲である、請求項5から8までのいずれか1項に記載のインプラント。
- マトリックス材料が、1〜300マイクロメートルの範囲、好ましくは5〜100マイクロメートルの範囲の直径を有する空隙を含む、請求項1から10までのいずれか1項に記載のインプラント。
- マトリックス材料が、0.1〜50MPa、好ましくは0.1〜10.0MPaの範囲の線形弾性剛性を有する、請求項1から11までのいずれか1項に記載のインプラント。
- 少なくとも30%、好ましくは少なくとも45%、更に好ましくは少なくとも60%の(線形)弾性領域を有する、請求項1から12までのいずれか1項に記載のインプラント。
- 繊維が好ましい配向方向を有し、好ましくは、好ましい繊維の配列が円周方向である、請求項5から13までのいずれか1項に記載のインプラント。
- 好ましい繊維方向と好ましい繊維方向に対して垂直な方向との間の線形弾性剛性比が、少なくとも2:1、好ましくは少なくとも4:1、更に好ましくは少なくとも10:1、更に一層好ましくは少なくとも50:1である、請求項1から14までのいずれか1項に記載のインプラント。
- インプラントが生物学的に活性な化合物及び/又は造影剤を更に含む、請求項1から15までのいずれか1項に記載のインプラント。
- 前記1種以上の超分子化合物からなり且つ少なくとも60%の空隙率、更に好ましくは70〜90%の空隙率を有するマトリックス材料を有する、インプラントの製造方法であって、以下の工程:
− 鋳型を提供する工程;
− マトリックス材料を、1種以上の超分子化合物をエレクトロスピニングすることによって鋳型に適用してインプラントを得る工程;及び
− インプラントと鋳型を分離する工程
を含む、前記方法。 - 少なくとも1つの支持構造体をインプラントに提供する工程を更に含む、請求項17に記載の方法。
- 請求項1から16までのいずれか1項に記載のインプラントをクリンプすることによって得られるクリンプされたインプラント。
- クリンプされたインプラントが、クリンプされていないインプラントの体積と比較して20%以下の直径サイズを有する、請求項19に記載のクリンプされたインプラント。
- 請求項1から16までのいずれか1項に記載のインプラント又は請求項19に記載のインプラントを患者に移植する工程を含む、患者内で組織を増殖させる方法。
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