JP2020510701A - 創傷治癒薬 - Google Patents

Abstract

本発明は、創傷治癒の促進に使用するためのＤ−デオキシリボース糖を提供し、前記糖が担体中に用意され、前記担体が生体適合性マトリックス材料またはヒドロゲルである。【選択図】図１

Description

本発明は、一般に、皮膚および毛の回復の分野に関する。より詳細には、本発明は、創傷治癒、血管新生（ａｎｇｉｏｇｅｎｅｓｉｓ）、血管化（ｖａｓｃｕｌａｒｉｓａｔｉｏｎ）、および毛の再成長を促進する化学組成物の用途に関する。

創傷床における血管新生を促進する方法を検討する多くの研究がある。全ての血管新生因子の中で、生体材料の開発に一般的に用いられる最も強力な因子は、血管内皮成長因子（ＶＥＧＦ）である（Ｚｈａｎｇ ｅｔ ａｌ．， Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ． ２０１５； Ｍｉｙａｇｉ ｅｔ ａｌ．， Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ． ２０１１； Ｋｈｏｊａｓｔｅｈ ｅｔ ａｌ．， Ｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｓｃｉｅｎｃｅ ａｎｄ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ： Ｃ． ２０１６； Ｊｏｈｎｓｏｎ ｅｔ ａｌ．， Ａｄｖａｎｃｅｓ ｉｎ Ｗｏｕｎｄ Ｃａｒｅ． ２０１４）。この成長因子は、組換え技術によって産生され得、多くの研究において批判的に調査されてきた（Ｎｅｕｆｅｌｄ ｅｔ ａｌ．， Ｔｈｅ ＦＡＳＥＢ ｊｏｕｒｎａｌ． １９９９； Ｌｏｎｇ ｅｔ ａｌ．， Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｔｈｅｏｒｅｔｉｃａｌ ｂｉｏｌｏｇｙ． ２０１３； Ｘｉｎ ｅｔ ａｌ．， Ｃｅｌｌ． ２０１６）。しかしながら、成長因子が単独で加えられると、急速に分解または希釈されて洗い流されるため、結果は概して期待外れであった。より最近の戦略は、生体材料に結合したＶＥＧＦを送達するものとなった。生体材料は、ヒドロゲル、足場、または粒子が挙げられる種々の形態をとることができる（Ｃｈｉｕ ｅｔ ａｌ．， Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ． ２０１０； Ｃａｋｉｒ−Ｏｚｋａｎ ｅｔ ａｌ．， Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｏｒａｌ ａｎｄ Ｍａｘｉｌｌｏｆａｃｉａｌ Ｓｕｒｇｅｒｙ． ２０１７； Ｚｈａｎｇ ｅｔ ａｌ．， ＡＣＳ Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｓｃｉｅｎｃｅ ＆ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ． ２０１６； Ｚｈａｏ ｅｔ ａｌ．， Ａｄｖａｎｃｅｄ ｈｅａｌｔｈｃａｒｅ ｍａｔｅｒｉａｌｓ． ２０１６）。

ＭａｃＮｅｉｌのグループを含むいくつかのグループは、材料に結合したヘパリンからＶＥＧＦを送達しようとしてきた。なぜなら、ヘパリンは、体内で創傷内に高濃度にて存在する天然のグリコサミノグリカンであり、ＶＥＧＦおよび他の血管新生促進因子に結合するように作用するためである（Ｗｕ ｅｔ ａｌ．， Ｂｉｏｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ． ２０１６； Ｇｉｇｌｉｏｂｉａｎｃｏ ｅｔ ａｌ．， Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ． ２０１５）。ゆえに、ＭａｃＮｅｉｌのグループは、ヘパリンを、静電的にヒドロゲルに（Ｇｉｌｍｏｒｅ ｅｔ ａｌ．， Ｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ ａｎｄ ｂｉｏｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ． ２０１３）、または電界紡糸足場の層ごとのコーティング内に固定化できる材料を開発してきた（Ｇｉｇｌｉｏｂｉａｎｃｏ ｅｔ ａｌ．， Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ． ２０１５； Ｅａｓｔｏｎ ｅｔ ａｌ．， Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ Ｂ． ２０１４）． Ｉｎ ｖｉｖｏ ｈｅｐａｒｉｎ ｂｉｎｄｓ ａｎｄ ｒｅｌｅａｓｅｓ ＶＥＧＦ ａｎｄ ｏｔｈｅｒ ｐｒｏ−ａｎｇｉｏｇｅｎｉｃ ｍｉｔｏｇｅｎｓ （Ｆｅｒｒａｒａ Ｎ ｅｔ ａｌ．， Ｎａｔｕｒｅ ｍｅｄｉｃｉｎｅ． ２００３）。ＶＥＧＦは、正常組織および腫瘍組織の双方において内皮細胞の増殖および移動を活性化して、新しい血管の急速な生成をもたらす（Ｈａｒｍｅｙ ＪＨ． Ｓｐｒｉｎｇｅｒ Ｓｃｉｅｎｃｅ ＆ Ｂｕｓｉｎｅｓｓ Ｍｅｄｉａ； ２００４； Ｈｉｃｋｌｉｎ ｅｔ ａｌ．， Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｃｌｉｎｉｃａｌ ｏｎｃｏｌｏｇｙ． ２００５）。したがって、血管新生が必要とされる材料の調製、例えば、全層熱傷の処置のための合成真皮の調製において（Ｔａｎ ｅｔ ａｌ．， Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｔｉｓｓｕｅ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ ａｎｄ ｒｅｇｅｎｅｒａｔｉｖｅ ｍｅｄｉｃｉｎｅ． ２０１４； Ｘｉｅ ｅｔ ａｌ．， Ａｃｔａ ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｉａ． ２０１３； Ｇｕｏ Ｒ ｅｔ ａｌ．， Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ． ２０１１）、そして微小血管構造が損なわれる糖尿病性潰瘍等の慢性の非治癒性創傷における創傷治癒を促進するために、ＶＥＧＦの潜在性が調査されてきた。

ＶＥＧＦは血管新生を刺激するが、非常に高価であり（Ｓｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈの５０μｇに９３０ドル）、かつ不安定である（Ｓｉｍｏｎ−Ｙａｒｚａ ｅｔ ａｌ．， Ｔｈｅｒａｎｏｓｔｉｃｓ． ２０１２； Ｔｈｏｍｐｓｏｎ ｅｔ ａｌ．， Ｏｘｆｏｒｄ Ｔｅｘｔｂｏｏｋ ｏｆ Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｓｕｒｇｅｒｙ： Ｏｘｆｏｒｄ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ Ｐｒｅｓｓ； ２０１６）。新しい血管の形成に関与する他の血管新生促進成長因子が知られているが、低酸素状態に応じて生成かつ放出される因子の複雑なカスケードが存在する。

皮膚のバリア機能の喪失は、生命を脅かす虞がある（Ｃｈｕａ ｅｔ ａｌ．， Ｂｕｒｎｓ ＆ ｔｒａｕｍａ． ２０１６； Ｂｌａｉｓ ｅｔ ａｌ．， Ｓｔｅｍ ｃｅｌｌｓ ｔｒａｎｓｌａｔｉｏｎａｌ ｍｅｄｉｃｉｎｅ． ２０１３）。第一選択処置は通常、自己由来中間層皮膚移植の使用であるが、ひどく火傷した患者において、バリア層の迅速な回復を達成するには、利用できる移植では不十分である（Ｙｉ ｅｔ ａｌ．， Ｐｌａｓｔｉｃ ａｎｄ ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｖｅ ｓｕｒｇｅｒｙ． ２０１５）。当該分野での３０年間の研究にも拘らず、全層創傷が３０％を超える患者を管理する際に外科医を支援するための機能的かつ費用対効果の高い永久皮膚代用品が未だ必要とされている（Ｃｈｕａ ｅｔ ａｌ．， Ｂｕｒｎｓ ＆ ｔｒａｕｍａ． ２０１６）。

火傷が全身の表面積の３０％または４０％超に及ぶ場合、火傷外科医は、天然材料および合成材料を用いて、直ちに創傷を覆って、真皮および表皮の双方の最終的な置換を支援しようとすることとなる（Ｓｈａｒｍａ ｅｔ ａｌ．， Ｂｕｒｎｓ． ２０１４）。創傷床上に首尾よく「載る」こととなる分層植皮片（表皮の全て、および真皮の一部を含有する）と同等の組織工学的材料を製造することは、技術的に非常に難しいままである（Ｂｏｔｔｃｈｅｒ−Ｈａｂｅｒｚｅｔｈ ｅｔ ａｌ．， Ｂｕｒｎｓ． ２０１０）。主な課題は、ラボでの材料の製造ではなく（Ｂｏｙｃｅ ｅｔ ａｌ参照）、創傷床上での生着に耐える組織工学的材料にあり、そのためには基礎をなす創傷床からの新しい血管の急速な内方成長が必要とされる（Ｂｏｙｃｅ ｅｔ ａｌ．， Ａｎｎａｌｓ ｏｆ ｓｕｒｇｅｒｙ． ２００２； Ｓｕｐｐ ｅｔ ａｌ．， Ｃｌｉｎｉｃｓ ｉｎ ｄｅｒｍａｔｏｌｏｇｙ． ２００５）。実際問題として、移植片の生存は、内在するいかなる血管構造も欠く組織工学的材料中への、基礎をなす創傷床からの新しい血管の成長に完全に依存している（Ｌａｓｃｈｋｅ ｅｔ ａｌ．， Ｔｉｓｓｕｅ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ． ２００６； Ｈａｃｋｅｒ ｅｔ ａｌ．， Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ ｒｅｐｏｒｔｓ． ２０１６）。

実際には、全層熱傷は通常、２段階で処置される（自家移植が不十分な場合）。血管化された真皮代替物を提供するための材料が用いられてから、真皮が十分に血管化されている場合、この上に（多くの場合、一旦治癒した最初のドナー部位から更なる皮膚移植片を採取することによって、または血管化された真皮を覆って培養細胞を配置することによって）薄い分層植皮片が配置される。血管化された真皮を提供するために最も一般的に用いられる２つの材料は、この目的のために開発された生体材料、Ｉｎｔｅｇｒａ、およびドナーの死体皮膚である（Ｎｇｕｙｅｎ ｅｔ ａｌ．， Ｂｕｒｎｓ． ２０１０； Ｗｅｉｇｅｒｔ ｅｔ ａｌ．， Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｈａｎｄ Ｓｕｒｇｅｒｙ （Ｅｕｒｏｐｅａｎ Ｖｏｌｕｍｅ）． ２０１１； Ｃｌｅｌａｎｄ ｅｔ ａｌ．， Ｂｕｒｎｓ． ２０１４）。Ｉｎｔｅｇｒａは、サメコンドロイチン硫酸を有し、この上にシリコン膜が結合されている、ウシコラーゲンの基質で構成されている（Ｃｈｕａ ｅｔ ａｌ．， Ｂｕｒｎｓ ＆ ｔｒａｕｍａ． ２０１６）。火傷した組織を臨床的に切除して、Ｉｎｔｅｇｒａを適所に配置してから、血管化するまでそのままにしておく。これは多くの場合、３週間以上かかる。この時点で、外科医はシリコンバリア膜を取り外して、その上に薄い分層植皮片を配置することができる。用いられる代替材料は、死体皮膚である。これを用いて（火傷した組織を一旦切除して）創傷を直ちに覆って、バリア機能を回復させることができる。その後、数週間以内に血管化されてから、ドナーの血管化された真皮を適所に残しつつ、ドナーの表皮を穏やかに除去することができる。そして表皮バリアを、患者由来の分層植皮片または患者から培養した表皮細胞と置換する（ＭａｃＮｅｉｌ，Ｎａｔｕｒｅ．２００７において考察されている）。しかしながら、これらの材料は、運営が適切なスキンバンク（ドナー皮膚用）がないため、またはＩｎｔｅｇｒａの購入が高すぎると見られているため、世界中の火傷外科医が常に利用できるとは限らない。

脱毛はヒトにおいて一般的な症状であり、頭または体からの毛量の損失または減少によって特徴付けられる。いくつかの様々な症状が、脱毛を伴う場合がある。感染症、薬物、外傷、および妊娠が挙げられるいくつかのタイプの脱毛の原因が知られているが、他のタイプの脱毛の原因は知られていないままである。一部の脱毛についての従来の治療法として、薬物療法、例えばミノキシジルまたはフィナステリド等の薬物によるものが挙げられ得る。用いられる別の治療法として、植毛手術があり、これは、毛のある体の部分から毛繊維を有する毛包を収穫して、毛のない体の部分に毛包を移動させることを含む。

重度な火傷の管理において十分に血管化された真皮基質を提供するための新しく効果的かつ手頃な価格の生体材料が必要とされている。重要な問題は、現在の材料はいずれも、内在するいかなる血管構造も含有していないため、血管の内方成長が、基礎をなす創傷床内の血管に完全に依存することである（Ｓｕｐｐ ｅｔ ａｌ．， Ｃｌｉｎｉｃｓ ｉｎ ｄｅｒｍａｔｏｌｏｇｙ． ２００５； Ｓａｈｏｔａ ｅｔ ａｌ．， Ｗｏｕｎｄ ｒｅｐａｉｒ ａｎｄ ｒｅｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ． ２００３）。血管化を向上させて、移植後の生存率を向上させ得る真皮基質が必要とされている。

一態様において、本発明は、創傷治癒を促進するのに用いられるＤ−デオキシリボース糖を提供し、糖が、担体内に用意され、担体が、生体適合性マトリックス材料またはヒドロゲルである。好ましくは、Ｄ−デオキシリボースが、２−デオキシリボースである。

一実施形態において、担体が生分解性担体である。

一実施形態において、マトリックス材料が、電界紡糸された足場である。好ましくは、電界紡糸された足場が、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリグリコリド（ＰＧＡ）、ポリ（乳酸−ｃｏ−グリコール酸）（ＰＬＧＡ）、またはポリ（３−ヒドロキシブチラート−ｃｏ−３−ヒドロキシバレラート）ＰＨＢＶの少なくとも１つを含む。

一実施形態において、ヒドロゲルが架橋ヒドロゲルである。好ましくは、ヒドロゲルが、キトサン、ゼラチン、アルギナート、アガロース、メチルセルロース、ヒアルロナン、またはそれらのあらゆる組合せの少なくとも１つを含む。一実施形態において、ヒドロゲルは、キトサンおよびコラーゲンを含む。加えて、ヒドロゲルが、ポリビニルアルコール、ポリアクリル酸ナトリウム、アクリラートポリマー、またはそれらのあらゆる組合せを含んでよい。一実施形態において、ヒドロゲルが、キトサンおよびポリビニルアルコールを含む。

一実施形態において、担体が抗菌剤をさらに含む。

一実施形態において、創傷が慢性創傷である。

一実施形態において、創傷が全層創傷である。

一実施形態において、創傷が火傷である。

一態様において、本発明は、Ｄ−デオキシリボース糖を含む生体適合性マトリックス材料を提供する。

一実施形態において、マトリックス材料が、電界紡糸された足場である。好ましくは、電界紡糸された足場が、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリグリコリド（ＰＧＡ）、ポリ（乳酸−ｃｏ−グリコール酸）（ＰＬＧＡ）、またはポリ（３−ヒドロキシブチラート−ｃｏ−３−ヒドロキシバレラート）ＰＨＢＶの少なくとも１つを含む。

一態様において、本発明は、Ｄ−デオキシリボース糖を含むヒドロゲルを提供する。

一実施形態において、ヒドロゲルが架橋ヒドロゲルである。好ましくは、ヒドロゲルが、キトサン、ゼラチン、アルギナート、アガロース、メチルセルロース、ヒアルロナン、またはそれらのあらゆる組合せの少なくとも１つを含む。一実施形態において、ヒドロゲルが、キトサンおよびコラーゲンを含む。加えて、ヒドロゲルが、ポリビニルアルコール、ポリアクリル酸ナトリウム、アクリラートポリマー、またはそれらのあらゆる組合せを含んでよい。一実施形態において、ヒドロゲルが、キトサンおよびポリビニルアルコールを含む。

一態様において、本発明は、創傷治癒の促進に用いられる、または脱毛症の処置に用いられる、前述の態様または実施形態のいずれか１つの生体適合性材料を提供する。

一態様において、本発明は、創傷治癒の促進に用いられる、または脱毛症の処置に用いられる、前述の態様または実施形態のいずれか１つのヒドロゲルを提供する。

一態様において、本発明は、創傷床における血管化を増大させ、または誘導する方法に用いられる、前述の態様または実施形態のいずれか１つの生体適合性材料を提供する。

一態様において、本発明は、創傷床における血管新生を増大させ、または誘導する方法に用いられる、前述の態様または実施形態のいずれか１つのいずれか１つのヒドロゲルを提供する。

一態様において、本発明は、脱毛症の処置に用いられるＤ−デオキシリボース糖を提供し、糖が、担体内に用意され、担体が、生体適合性マトリックス材料またはヒドロゲルである。好ましくは、Ｄ−デオキシリボースが、２−デオキシリボースである。

一実施形態において、担体が生分解性担体である。

一実施形態において、マトリックス材料が、電界紡糸された足場である。好ましくは、電界紡糸された足場が、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリグリコリド（ＰＧＡ）、ポリ（乳酸−ｃｏ−グリコール酸）（ＰＬＧＡ）、またはポリ（３−ヒドロキシブチラート−ｃｏ−３−ヒドロキシバレラート）ＰＨＢＶの少なくとも１つを含む。

一実施形態において、ヒドロゲルが架橋ヒドロゲルである。好ましくは、ヒドロゲルが、キトサン、ゼラチン、アルギナート、アガロース、メチルセルロース、ヒアルロナン、またはそれらのあらゆる組合せの少なくとも１つを含む。一実施形態において、ヒドロゲルが、キトサンおよびコラーゲンを含む。加えて、ヒドロゲルが、ポリビニルアルコール、ポリアクリル酸ナトリウム、アクリラートポリマー、またはそれらのあらゆる組合せを含んでよい。一実施形態において、ヒドロゲルが、キトサンおよびポリビニルアルコールを含む。

一実施形態において、担体が抗菌剤をさらに含む。

一態様において、本発明は、毛の再生を促進する非治療的方法を提供し、前記方法が、Ｄ−デオキシリボース糖の投与を含み、糖が、担体内に用意され、担体が、生体適合性マトリックス材料またはヒドロゲルである 好ましくは、Ｄ−デオキシリボースが、２−デオキシリボースである。

一実施形態において、担体が生分解性担体である。

一実施形態において、マトリックス材料が、電界紡糸された足場である。好ましくは、電界紡糸された足場が、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリグリコリド（ＰＧＡ）、ポリ（乳酸−ｃｏ−グリコール酸）（ＰＬＧＡ）、またはポリ（３−ヒドロキシブチラート−ｃｏ−３−ヒドロキシバレラート）ＰＨＢＶの少なくとも１つを含む。

一実施形態において、ヒドロゲルが架橋ヒドロゲルである。好ましくは、ヒドロゲルが、キトサン、ゼラチン、アルギナート、アガロース、メチルセルロース、ヒアルロナン、またはそれらのあらゆる組合せの少なくとも１つを含む。一実施形態において、ヒドロゲルが、キトサンおよびコラーゲンを含む。加えて、ヒドロゲルが、ポリビニルアルコール、ポリアクリル酸ナトリウム、アクリラートポリマー、またはそれらのあらゆる組合せを含んでよい。一実施形態において、ヒドロゲルが、キトサンおよびポリビニルアルコールを含む。

一実施形態において、担体が抗菌剤をさらに含む。

一態様において、本発明は、前述の態様または実施形態のいずれか１つに従う生体適合性マトリックス材料を含む創傷包帯を提供する。

一態様において、本発明は、前述の態様または実施形態のいずれか１つに従うヒドロゲルを含む創傷包帯を提供する。

本発明の実施形態は、添付の図面を参照して、以下でさらに説明される。
ＰＣＬ電界紡糸繊維の光学顕微鏡画像および走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像を示す。（ａ）Ｄ−デオキシロボースを含まない、そして（ｂ）Ｄ−デオキシロボースを含む繊維シートの光学画像。１００００倍の倍率での、（ｃ）Ｄ−デオキシリボースを含まない、そして（ｄ）Ｄ−デオキシリボースを含む繊維のＳＥＭ顕微鏡写真。 ヒドロゲルの物理的外観（左）およびそのＳＥＭ顕微鏡写真（右）を示す。（ａ）ＴＥＯＦを含まない凍結乾燥ヒドロゲル；（ｂ）１６％ＴＥＯＦを含む凍結乾燥ヒドロゲル；（ｃ）ＴＥＯＦを含まないヒドロゲル上での糖の物理的担持；（ｄ）１６％ＴＥＯＦを含むヒドロゲル上での糖の物理的担持；（ａ１）ＴＥＯＦを含まないヒドロゲルのＳＥＭ顕微鏡写真、倍率５００倍、（ｂ１）１６％ＴＥＯＦを含むヒドロゲルのＳＥＭ顕微鏡写真、倍率５００倍、（ｃ１）ＴＥＯＦを含まない糖担持ヒドロゲルのＳＥＭ顕微鏡写真、倍率５００倍、（ｄ１）１６％ＴＥＯＦを含む糖担持ヒドロゲルのＳＥＭ顕微鏡写真、倍率５００倍。 キトサン／コラーゲンヒドロゲルの写真を示し、その強度、形状、柔軟性、および折畳み能力を示している。 ヒドロゲルの断面図を示す、架橋ＣＳ／コラーゲン足場の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）写真を示す。ヒドロゲルの多孔性構造を示す顕微鏡写真、倍率２００倍；（ａ）対照（糖なし）、（ｂ）Ｄ−デオキシリボース担持ヒドロゲル、（ｃ）Ｌ−デオキシリボース担持ヒドロゲル、（ｄ）Ｄ−デオキシラムノース担持ヒドロゲル、（ｅ）Ｌ−デオキシラムノース担持ヒドロゲル、（ｆ）Ｄ−デオキシフコース担持ヒドロゲル、（ｇ）Ｄ−デオキシフコース担持ヒドロゲル。 様々な合成材料のＦＴＩＲスペクトルを示す。［Ａ］電界紡糸繊維、（ａ）ＰＣＬ繊維、（ｂ）Ｄ−リボース担持電界紡糸ＰＣＬ繊維、（ｃ）Ｄ−デオキシリボース；［Ｂ］ＣＳ／ＰＶＡヒドロゲルのＦＴＩＲスペクトル、（ｄ）ＴＥＯＦ ＴＥＯＦを含まない対照、（ｅ）１６％ＴＥＯＦを含むＤ−デオキシリボース担持ヒドロゲル；［Ｃ］ＣＳ／コラーゲン／ＴＥＯＦヒドロゲルのＦＴＩＲ、（ｆ）Ｄ−デオキシフコース担持ヒドロゲル、（ｇ）Ｌ−デオキシラムノース担持ヒドロゲル、（ｈ）Ｄ−デオキシラムノース担持ヒドロゲル、（ｉ）Ｌ−デオキシリボース担持ヒドロゲル、（ｊ）Ｄ−デオキシリボース担持ヒドロゲル、（ｋ）対照（糖なし）。 ［Ａ］Ｄ−リボース担持電界紡糸繊維およびヒドロゲルの血管新生潜在性の評価、（ａ）Ｄ−デオキシリボースを含まないＰＣＬ ｅ−紡糸繊維、（ｂ）Ｄ−デオキシリボースを含むＰＣＬ ｅ−紡糸繊維、（ｃ）１６％ＴＥＯＦを含むＤ−デオキシリボース担持ＣＳ／ＰＶＡヒドロゲル；［Ｂ］足場を貫通する血管の数を示す統計ヒストグラムを示す。足場から１ｍｍ離れたところに円を描いて、円の内側の血管の数をカウントした。各研究について、８個の卵に足場を移植して、平均５羽の雛が生存した。結果は、５個の卵の平均±Ｓ．Ｄである。 ＣＡＭアッセイを用いたＣＳ／コラーゲン／ＴＥＯＦヒドロゲルの血管新生促進潜在性を示す。［Ａ］足場を、受精の８日目にＣＡＭ上に配置した。図は、受精の１４日目のＣＡＭ上の足場の光学顕微鏡画像を示す。（ａ）対照（糖なし）、（ｂ）Ｄ−デオキシリボース担持ヒドロゲル、（ｃ）Ｌ−デオキシリボース担持ヒドロゲル、（ｄ）Ｄ−デオキシラムノース担持ヒドロゲル、（ｅ）Ｌ−デオキシラムノース担持ヒドロゲル、（ｆ）Ｄ−デオキシフコース担持ヒドロゲル、（ｇ）Ｌ−デオキシフコース担持ヒドロゲル。図はまた、各写真の左下隅にそれぞれの外植ヒドロゲルを示す。各実験について、１０個の卵にそれぞれ足場を移植して、そのうち７羽の雛が生存した。［Ｂ］写真の下部は、各ヒドロゲルについての血管数の統計分析を示す。（ａ）対照（糖なし）、（ｂ）Ｄ−デオキシリボース担持ヒドロゲル、（ｃ）Ｌ−デオキシリボース担持ヒドロゲル、（ｄ）Ｄ−デオキシラムノース担持ヒドロゲル、（ｅ）Ｌ−デオキシラムノース担持ヒドロゲル、（ｆ）Ｄ−デオキシフコース担持ヒドロゲル、（ｇ）Ｄ−デオキシフコース担持ヒドロゲル。統計的ｐ値を、グラフバーの上に示す。示す値は、各足場について７羽の雛の平均±Ｓ．Ｄである。 創傷治癒がＤ−デオキシリボース担持足場によって促進されたことを示す。２０ｍｍの領域をマークしてから、外科用ハサミを用いて麻酔下で切除を実行することによって、全層創傷を生じさせた。それぞれの材料を創傷に当てて、適所で縫合して、最初にＭｅｐｏｒｅ（Ｓｗｅｄｅｎ）絆創膏で、そして最後に綿包帯で覆った。全てのラットに、創傷の３日後に除去したのと同じ包帯を着けた。特定の時点にて各創傷をデジタル写真撮影して、Ｉｍａｇｅ Ｊソフトウェアを用いてさらに定量化した。創傷後３、９、１１、１４、および１７日目の創傷、対照ヒドロゲル（架橋ＣＳ／コラーゲン足場）、およびＤ−リボース−担持ヒドロゲルの代表的な巨視的写真を示す。 １７日にわたる創傷領域をヒストグラムで示す。全層創傷を、２０ｍｍの円形領域に印を付けてから、外科用ハサミで切除することによって生じさせた。実際に開いた創傷であり、かつ自然治癒するままにした陰性対照を用いた。対照は、いかなる糖も担持しないＣＳ／コラーゲン足場を含有し、Ｄ−Ｒは、Ｄ−デオキシリボースを担持したＣＳ／コラーゲン足場であった。実験の各タイプについて、３頭のラットを用いて、創傷治癒を、完全な創傷閉鎖まで観察した。創傷の平均直径を、Ｉｍａｇｅ Ｊを用いて判定した。各カラムは、各サンプルについての４つの創傷から記録した、独立した計算の平均±Ｓ．Ｄを表す。統計分析は、９、１１、１４、および１７日目までに見られるように、非担持ヒドロゲルが創傷治癒を有意に促進し、そしてＤ−デオキシリボースの添加が、創傷治癒を大幅に促進することを示した。ｐ＜０．０００１。 １７日目のＨ＆ＥおよびＧｏｌｄｒｅｎのトリクローム画像を示す。０．２ｍｍのスケールバー。 １７日目の免疫染色画像を示す。０．２ｍｍのスケールバー。 盲検スコアリングシステムを用いた免疫染色データの評価を示す。０＝不在；１＝軽く存在；２＝大きく存在；３＝豊富；４＝大いに豊富。示す結果は、平均±ＳＤ、ｎ＝１０である。多重比較についての統計、およびＭ２／Ｍ１比も示す。 物質の直接付与の工程、およびＣＡＭ上への物質放出足場の移植の工程の概略図を示す。図は、ＥＤＤ０から始まるｅｘ−ｏｖｏ ＣＡＭアッセイの基本的な方法論を示す。 ＣＡＭの大血管系（Ａ）および微小血管系（Ｂ）の定量化方法を説明する工程を示す。 ＣＡＭアッセイを用いて評価したＥ２および２ｄＤＲに対する血管新生応答の比較を示す。（Ａ）分岐点の数、（Ｂ）平均血管長。^＊＊＊＊Ｐ≦０．０００１、^＊＊＊Ｐ≦０．００１、^＊＊Ｐ≦０．０１、^＊Ｐ≦０．０５、^ｎｓＰ≧０．０５、ｎ＝９±ＳＤ。Ｅ２および２ｄＤＲの様々な濃度に応じて見られる分岐点の数および平均マクロ血管長を算出して、４日にわたってＰＢＳ対照と比較した（Ｃ）。値は平均±ＳＤを表す。 ＰＢＳの付与（対照）と比較した、大血管系および微小血管系に及ぼすＥ２（２００ｎｇ／日）および２ｄＤＲ（２００μｇ／日）の影響の説明を示す。ＶＥＧＦを陽性対照として、そしてスニチニブを陰性対照として含めた。２ｄＤＲを２００μｇ／日、そしてＥ２を２００ｎｇ／日として付与した。全ての統計的比較を、ＰＢＳに対して行う。^＊＊＊＊Ｐ≦０．０００１、^＊＊＊Ｐ≦０．００１。スケールバーは、大血管（上部）および微小血管（中央）の画像について、それぞれ１ｍｍおよび５０μｍを表す。ｎ＝９±ＳＤ。 足場のＳＥＭ画像を示す。（Ａ）プレーンＰＨＢＶ、（Ｂ）ＰＨＢＶ＋２５ｍｇ Ｅ２、（Ｃ）ＰＨＢＶ＋５０ｍｇ Ｅ２、（Ｄ）ＰＨＢＶ＋２５０ｍｇ ２ｄＤＲ、（Ｅ）ＰＨＢＶ＋５００ｍｇ ２ｄＤＲ。左下隅のグラフは、各足場についての繊維径の分布を示す。^＊＊＊＊Ｐ≦０．０００１、^＊＊＊Ｐ≦０．００１。スケールバーは１００μｍを表す。 ３０日にわたるＰＨＢＶ足場からの（Ａ）２ｄＤＲおよび（Ｂ）Ｅ２の放出を示す。ｎ＝６±ＳＤ。 （Ａ）ＵＴＳ、（Ｂ）剛性、および（Ｃ）足場上の液滴保持時間の比較を示す。^＊＊＊＊Ｐ≦０．０００１、^＊＊＊Ｐ≦０．００１、^＊＊Ｐ≦０．０１、^＊Ｐ≦０．０５、ｎ＝６±ＳＤ。 ＰＨＢＶ足場と比較した、２ｄＤＲ（２５０ｍｇおよび５００ｍｇ）放出足場およびＥ２（２５ｍｇおよび５０ｍｇ）放出足場の血管新生潜在性を説明する代表的な画像を示す。左下のグラフは、これらの実験由来の定量データを示す−平均血管数、^＊＊＊＊Ｐ≦０．０００１。スケールバーは３ｍｍを表す。ｎ＝６±ＳＤ。 足場ありの、または足場なしのインキュベーションの７日後のＣＡＭの組織学的分析を、異なる倍率で示す。足場、ＣＡＭ外胚葉（^＊）、中胚葉（^＊＊）、および内胚葉（^＊＊＊）の層の向きを画像中に示した。矢印は血管を示す。スケールバー＝０．２ｍｍ（１０×）、０．１ｍｍ（２０×）、０．０５ｍｍ（４０×）。 各群についての合計６つの異なるスライドおよび各スライド由来の６つの異なる注目領域からの、１０倍の倍率での、足場に隣接する識別可能な血管の定量化を示す。

本発明者らは、驚くべきことに、ｄ−デオキシリボースまたはＬ−デオキシ糖が担持された生体材料が、新しい血管の迅速な形成を支援し、かつ創傷治癒を補助することを見出した。デオキシリボースが担持されたヒドロゲルはまた、ｉｎ ｖｉｖｏ創傷モデルにおいて治癒を促進した。創傷治癒は、新しい血管形成を伴った。創傷治癒を促進するｄ−デオキシリボースの能力は、２−デオキシ−Ｄ−グルコース等の他のＤ−デオキシ糖が、血管新生を阻害することが知られていることを考えると、特に驚くべきことである（Ｍｅｒｃｈａｎ Ｊ． ｅｔ ａｌ．， ＰＬｏＳ ＯＮＥ ５（１０）： ｅ１３６９９）。

示されるデータは、２−デオキシ−Ｄ−リボースが担持された生体材料が、７日以内に新しい血管の形成を支援したことを示している。デオキシリボースのこの血管新生特性は、調査された他の２つのデオキシ糖、すなわちデオキシフコースおよびデオキシラムノースによって、有用であるといえるほども共有されなかった。しかし、３つの糖全てのＬ異性体は、血管新生が強かったが、デオキシリボースのＤ異性体のみ、血管新生が強かった。２−デオキシ−Ｄ−リボースまたはＬ−デオキシ糖を用いてＶＥＧＦ生成を刺激するいくつかの利点がある。例えば、これらは安定しており、かつ安価であり、生体材料中に導入すると、数日にわたって持続放出されて、新しい血管の成長を刺激することができる。また、ほとんどの細菌は、デオキシリボースを代謝するのが困難であることがわかっている（Ｃｈｒｉｓｔｅｎｓｅｎ ｅｔ ａｌ．， Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｂａｃｔｅｒｉｏｌｏｇｙ． ２００３）。

本発明者らはまた、一般的なグラム陽性病原体が、試験した３つのデオキシ糖（デオキシリボース、デオキシフコース、およびデオキシラムノース）のＤ異性体またはＬ異性体のいずれも代謝できないが、これらの糖の一部が、グラム陰性病原種によって代謝され得ることを見出した。

本発明者らは、２−デオキシ−Ｄ−リボースが担持されたキトサン／コラーゲンのヒドロゲルが、ｉｎ ｖｉｖｏラット皮膚創傷モデルの治癒を刺激することを実証した。創傷治癒は、新しい血管形成を伴った。

本発明者らは、生体材料からの２−デオキシ−Ｄ−リボースの漸次放出が、新しい血管の生成を促進することとなるので、創傷治癒に価値があることを実証した。本発明者らは、Ｄ糖である２−デオキシ−Ｄ−リボースを導入して、血管新生促進性を証明できるかを確かめ、そしてこれが、臨床的に関連する広範な生体材料を用いてなされ得るかどうかを評価した。したがって、このＤ−デオキシ糖が、３つの生分解性生体材料、電界紡糸ＰＣＬナノファイバ、キトサン／ＰＶＡのヒドロゲル、およびキトサン／コラーゲンのヒドロゲル中に担持された。

データは、このＤ糖、２−デオキシ−Ｄ−リボースが、３つの異なる生体材料中に容易に組み込まれ得ることを示しており、本発明者らは、ＣＡＭアッセイを用いて実際に血管新生促進性であることを確認した。また、このアッセイを用いて、本発明者らは、デオキシリボースのＤ異性体の血管新生特性がどの程度、他のデオキシ糖と共有されるかを調査した。ここで、本発明者らは、デオキシ糖の３つのＬ異性体（リボース、フコース、およびラムノース）が全て、血管新生促進性であるが、デオキシリボースのＤ異性体のみが、有意に血管新生性であることを見出した。

細菌の代謝基質として作用するこれらの糖の能力に注目して、本発明者らは、黄色ブドウ球菌（Ｓｔａｐｈｙｌｏｃｏｃｃｕｓ ａｕｒｅｕｓ）の３つの株を調べたが、これらの株はいずれも、これらの糖を代謝することができなかった。このことは、これらの糖が細菌の栄養源ではないため、これらの糖を含有する生体材料の開発を試みる上で心強いニュースである。

キトサン／コラーゲンヒドロゲルを用いて、創傷治癒に対するデオキシリボースのＤ異性体の寄与をｉｎ ｖｉｖｏで評価した。このために、本発明者らは、ラット皮膚創傷モデルを用いた。本発明者らは、驚くべきことに、キトサン／コラーゲンヒドロゲルへのＤ−デオキシ−リボースの添加が、ＣＤ３４陽性細胞についての染色によって検出される血管化の増大を伴う皮膚創傷治癒を大きく促進することを見出した。このモデルから、キトサンコラーゲンゲル自体が、創傷治癒を刺激するが、これは、Ｄ糖の添加によって大幅に増大することが明らかであった。１７日目までに、Ｄ糖で処置した創傷は完全に閉じられ、そして組織構造は、非常に成熟した毛包の存在を示した。この証拠に基づいて、本発明者らは、キトサン／コラーゲンゲルからのＤ糖の放出が、血管新生を刺激すると結論付け、そして創傷治癒の増大が、自然な結果であることを提唱する。

デオキシ糖に対するマクロファージ応答の調査により、建設的リモデリングを示す１７日目までに、Ｍ１マクロファージよりもＭ２マクロファージが僅かに優勢であることが示された。動物実験の実施において、最初のヒドロゲルは、扱うのに非常に丈夫であり、かつ実際に適所に縫合することができた。３日目の動物実験の観察では、ヒドロゲルが非常によく付着していることが明らかとなり、細胞の内方成長もまた明らかであった（図８）。周囲組織とのヒドロゲルの付着は、糖担持ヒドロゲルの場合に、より良好であった。９日目では、対照ヒドロゲルおよびＤ−デオキシリボース担持ヒドロゲルは、まだ無傷であった。ヒドロゲルは徐々に吸収されて、１１日目までに創傷面積の５０％超が、Ｄ−デオキシリボースヒドロゲルで治癒された（図９参照）が、残りのヒドロゲルはまだ創傷上に存在していた（図８）。１４日目までに、創傷上にＤ−デオキシ糖ヒドロゲルが残っている兆候はなかった。１７日目までに、Ｄ−デオキシリボース移植創傷は、完全に治癒していた。このヒドロゲルは、動物によって完全に吸収されるようであり、触診すると、治癒した皮膚の内側に感じることができなかった。対照ヒドロゲルは、動物研究の終わりまで、その完全性を維持した。

これらのデオキシ糖放出ヒドロゲルは、慢性の非治癒創傷において血管新生を刺激し、そしてまた、広範囲の全層熱傷の管理における真皮代替材料として作用する、有望なアプローチである。

このＤ−糖を用いてＶＥＧＦ生成を刺激するいくつかの利点がある；Ｄ−糖は安定しており、かつ安価であり、生体材料中に導入すると、数日にわたって持続放出されて、新しい血管の成長を刺激することができる。

本発明者らは、Ｄ−デオキシリボースを放出するキトサンベースのヒドロゲルが、新しい血管の内方成長を刺激し、そして薄い皮膚移植片または自己由来培養ケラチノサイトによるその後の移植のための血管化された創傷床を提供して、永続的な皮膚バリア層を提供することとなるため、真皮の代替物として作用し得ることを見出した。

Ｄ−デオキシリボースのプラスの効果は、２０１０年にＭｅｒｃｈａｎ ｅｔ ａｌ．が２−デオキシ−Ｄ−グルコース（２−ＤＧ）の抗血管新生活性を報告しているので、驚くべきものである。Ｍｅｒｃｈａｎ ｅｔ ａｌ．は、２−ＤＧが内皮毛細血管の形成および内皮細胞の移動をｉｎ ｖｉｔｒｏで阻害することを報告した［．Ｒ． Ｍｅｒｃｈａｎ， Ｋ． Ｋｏｖａｃｓ， Ｊ．Ｗ． Ｒａｉｌｓｂａｃｋ， Ｍ． Ｋｕｒｔｏｇｌｕ， Ｙ． Ｊｉｎｇ， Ｙ． Ｐｉｎａ， Ｎ． Ｇａｏ， Ｔ．Ｇ． Ｍｕｒｒａｙ， Ｍ．Ａ． Ｌｅｈｒｍａｎ， Ｔ．Ｊ． Ｌａｍｐｉｄｉｓ， Ａｎｔｉａｎｇｉｏｇｅｎｉｃ ａｃｔｉｖｉｔｙ ｏｆ ２−ｄｅｏｘｙ−Ｄ−ｇｌｕｃｏｓｅ， ＰＬｏＳ Ｏｎｅ． ５ （２０１０）． ｄｏｉ：１０．１３７１／ｊｏｕｒｎａｌ．ｐｏｎｅ．００１３６９９］。

本明細書で示されるデータは、臨床的に有用な生成物について、移植後の迅速な（５日以内の）新血管化が重要であることを示している。２００μｍを超えるあらゆるＴＥ構築体がｉｎ ｖｉｖｏで生き残り得るのに、血管の急速な内方成長および浸潤が不可欠である［Ｃ．Ｋ． Ｇｒｉｆｆｉｔｈ， Ｃ． Ｍｉｌｌｅｒ， Ｒ．Ｃ．Ａ． Ｓａｉｎｓｏｎ， Ｊ．Ｗ． Ｃａｌｖｅｒｔ， Ｎ．Ｌ． Ｊｅｏｎ， Ｃ．Ｃ．Ｗ． Ｈｕｇｈｅｓ， Ｓ．Ｃ．Ｇｅｏｒｇｅ， Ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ Ｌｉｍｉｔｓ ｏｆ ａｎ ｉｎ Ｖｉｔｒｏ Ｔｈｉｃｋ Ｐｒｅｖａｓｃｕｌａｒｉｚｅｄ Ｔｉｓｓｕｅ， Ｔｉｓｓｕｅ Ｅｎｇ． １１ （２００５） ２５７−２６６． ｄｏｉ：１０．１０８９／ｔｅｎ．２００５．１１．２５７］。本発明者らは、組織工学的担体を血管新生促進物質で官能化させることによって、この障壁を克服した。

本発明者らは、組織工学的構築物の移植後に一般的に見られる新血管化の遅延を克服する組織工学的担体を生成した。

本発明者らは、２ｄＤＲ担持ＣＳ／コラーゲンヒドロゲルを、３日目までに、ラットにおける全層切除創（２０ｍｍ）の創床にしっかりと付着させた。２ｄＤＲで処置した創傷は、１７日目までに完全に閉じ、発毛が明確であった。一方、対照創傷は開いたままであり、上皮組織または発毛の証拠はなかった。１７日目に犠牲にした全動物の創傷床の組織構造は、２ｄＤＲ処置創傷の場合に、完全な治癒を示し、毛包が十分発達していた。そして、治癒した創傷内の新しい血管の存在が、ＣＤ３４染色で確認された。［Ｍ． Ｙａｒ， Ｌ． Ｓｈａｈｚａｄｉ， Ｍ． Ａｚｒａ， Ｍ．Ｉ． Ｒａｈｅｅｍ， Ｓ． Ｒｏｍａｎ， Ａ．Ａ． Ｃｈａｕｄｈｒｙ， Ｉ． ｕｒ Ｒｅｈｍａｎ， Ｃ．Ｗ．Ｉ． Ｄｏｕｇｌａｓ， Ｓ． ＭａｃＮｅｉｌ， Ｄｅｏｘｙ−ｓｕｇａｒ ｒｅｌｅａｓｉｎｇ ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅ ｍｅｍｂｒａｎｅｓ ａｎｄ ｈｙｄｒｏｇｅｌｓ ｐｒｏｍｏｔｅ ａｎｇｉｏｇｅｎｅｓｉｓ ａｎｄ ｓｔｉｍｕｌａｔｅ ｗｏｕｎｄ ｈｅａｌｉｎｇ， Ｍａｔｅｒ Ｔｏｄａｙ Ｃｏｍｍｕｎ．１３ （２０１７） ２９５−３０５． ｄｏｉ：１０．１０１６／ｊ．ｍｔｃｏｍｍ．２０１７．１０．０１５］。
炭水化物は、アノマー炭素から最も遠いキラル炭素の配置によって決定されるＤ−およびＬ−鏡像異性配置を有し得る。炭水化物の直線状形態がフィッシャー投影として描かれる場合、キラル炭素に結合したヒドロキシル基は、炭素の左側または右側のいずれかに配置され得る。ヒドロキシルがキラル炭素の右側にあれば、炭水化物はＤ−炭水化物として注釈が付けられ、ヒドロキシル基がキラル炭素の左側にあれば、炭水化物はＬ−炭水化物として注釈が付けられる。以下の例は、グルコースのＤ−およびＬ−鏡像異性体の構成を示す。

炭水化物のＤ−鏡像異性体は、自然界に存在することがわかっている最も一般的な形態であり、多くは天然源から単離され得る。対照的に、炭水化物の天然に存在しないＬ−鏡像異性体は、化学合成または酵素的合成によって製造するのに費用がかかり得る。しかしながら、一部の炭水化物のＬ−鏡像異性体もまた、自然界に存在することが知られている。

天然に存在するＤ−糖の特定の一例が、Ｄ−リボース（化学式Ｃ_５Ｈ_１０Ｏ_５）である：

Ｄ−リボースのリン酸化形態は、アミノ酸合成に関与し、ペントースリン酸経路に用いられ、そしてリボ核酸（ＲＮＡ）の構成要素である。

また、適切には、Ｄ−リボースは、例えば、２’、３’、４’、または５’位置にて脱ヒドロキシル化され得る。脱ヒドロキシル化リボースの注目すべき一例が、２’位置にてヒドロキシル基が水素原子で置換されている２−Ｄ−デオキシリボースである。この糖は、デオキシリボ核酸（ＤＮＡ）の構成要素である。デオキシ−Ｄ−リボースは、直線状形態ではなく、主に溶液中で環状形態として存在する。

デオキシリボースのＤ−鏡像異性体は、本発明での特定の用途が明らかとなる。

デオキシ糖は、ヒドロキシル基が水素原子で置換された糖である。デオキシ糖の例として、Ｌ−２デオキシリボース、Ｌ−フコース（６−デオキシ−Ｌ−ガラクトースの同等物）、およびＬ−ラムノース（６−デオキシ−Ｌ−マンノースの同等物）が挙げられる。

デオキシ糖のＬ−鏡像異性体は、本発明での特定の用途が明らかとなる。

本発明者らはまた、驚くべきことに、エストラジオール（Ｅ２）が担持された生体材料が、新しい血管の迅速な形成を支援し、かつ創傷治癒を補助することを見出した。エストラジオール（Ｅ２）は、月経周期中の新血管化に重要な役割を果たす［Ｄ．Ｗ． Ｌｏｓｏｒｄｏ， Ｊ．Ｍ． Ｉｓｎｅｒ， Ｅｓｔｒｏｇｅｎ ａｎｄ Ａｎｇｉｏｇｅｎｅｓｉｓ： Ａ Ｒｅｖｉｅｗ， Ａｒｔｅｒｉｏｓｃｌｅｒ ３０ Ｔｈｒｏｍｂ Ｖａｓｃ Ｂｉｏｌ． ２１ （２００１） ６−１２． ｄｏｉ：１０．１１６１／０１．ＡＴＶ．２１．１．６， Ｙ． Ｍａｔｓｕｂａｒａ， Ｋ． Ｍａｔｓｕｂａｒａ， Ｅｓｔｒｏｇｅｎ ａｎｄ ｐｒｏｇｅｓｔｅｒｏｎｅ ｐｌａｙ ｐｉｖｏｔａｌ ｒｏｌｅｓ ｉｎ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｐｒｏｇｅｎｉｔｏｒ ｃｅｌｌ ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｏｎ， Ｒｅｐｒｏｄ Ｂｉｏｌ Ｅｎｄｏｃｒｉｎｏｌ． １０ （２０１２） ２． ｄｏｉ：１０．１１８６／１４７７−７８２７−１０−２］。エストラジオール（Ｅ２）は、骨粗鬆症および心臓病の処置に臨床的に用いられている［Ｍ．Ｌ． Ｓｔｅｆａｎｉｃｋ， Ｅｓｔｒｏｇｅｎｓ ａｎｄ ｐｒｏｇｅｓｔｉｎｓ： Ｂａｃｋｇｒｏｕｎｄ ａｎｄ ｈｉｓｔｏｒｙ， ｔｒｅｎｄｓ ｉｎ ｕｓｅ， ａｎｄ ｇｕｉｄｅｌｉｎｅｓ ａｎｄ ｒｅｇｉｍｅｎｓ ａｐｐｒｏｖｅｄ ｂｙ ｔｈｅ ＵＳ Ｆｏｏｄ ａｎｄ Ｄｒｕｇ Ａｄｍｉｎｉｓｔｒａｔｉｏｎ， ｉｎ： Ａｍ Ｊ Ｍｅｄ， ２００５． ｄｏｉ：１０．１０１６／ｊ．ａｍｊｍｅｄ．２００５．０９．０５９］。さらに、エストロゲン受容体陽性腫瘍用のタモキシフェン等のアジュバントによるＥ２受容体の遮断（高いエストロゲンが、癌細胞の増殖および拡散の一助となる）は、特に乳癌の処置用に、長年にわたって診療所で用いられている、腫瘍血管系を減らす効果的な方法である［Ｂ． Ｆｉｓｈｅｒ， Ｊ． Ｃｏｓｔａｎｔｉｎｏ， Ｃ． Ｒｅｄｍｏｎｄ， Ｒ． Ｐｏｉｓｓｏｎ， Ｄ． Ｂｏｗｍａｎ， Ｊ． Ｃｏｕｔｕｒｅ， Ｎ． Ｖ Ｄｉｍｉｔｒｏｖ， Ｎ． Ｗｏｌｍａｒｋ， Ｄ．Ｌ． Ｗｉｃｋｅｒｈａｍ， Ｅ．Ｒ． Ｆｉｓｈｅｒ， Ａ ｒａｎｄｏｍｉｚｅｄ ｃｌｉｎｉｃａｌ ｔｒｉａｌ ｅｖａｌｕａｔｉｎｇ ｔａｍｏｘｉｆｅｎ ｉｎ ｔｈｅ ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｏｆ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｗｉｔｈ ｎｏｄｅ−ｎｅｇａｔｉｖｅ ｂｒｅａｓｔ ｃａｎｃｅｒ ｗｈｏ ｈａｖｅ ｅｓｔｒｏｇｅｎ−ｒｅｃｅｐｔｏｒ−ｐｏｓｉｔｉｖｅ ｔｕｍｏｒｓ．， Ｎ Ｅｎｇｌ Ｊ Ｍｅｄ． ３２０ （１９８９） ４７９−８４． ｄｏｉ：１０．１０５６／ＮＥＪＭ１９８９０２２３３２００８０２， Ｅａｒｌｙ Ｂｒｅａｓｔ Ｃａｎｃｅｒ Ｔｒｉａｌｉｓｔｓ Ｃｏｌｌａｂｏｒａｔｉｖｅ Ｇｒｏｕｐ， Ｔａｍｏｘｉｆｅｎ ｆｏｒ ｅａｒｌｙ ｂｒｅａｓｔ ｃａｎｃｅｒ： ａｎ ｏｖｅｒｖｉｅｗ ｏｆ ｔｈｅ ｒａｎｄｏｍｉｓｅｄ ｔｒｉａｌｓ， Ｌａｎｃｅｔ． ３５１ （１９９８） １４５１−１４６７． ｄｏｉ：１０．１０１６／Ｓ０１４０−６７３６（９７）１１４２３−４］。Ｅ２は、内皮細胞の移動および増殖をｉｎ ｖｉｔｒｏで促進し［Ｋ． Ｎｉｋｈｉｌ， Ｓ． Ｓｈａｒａｎ， Ｒ． Ｗｉｓｈａｒｄ， Ｓ．Ｒ． Ｐａｌｌａ， Ｒ． Ｋｒｉｓｈｎａ Ｐｅｄｄｉｎｔｉ， Ｐ． Ｒｏｙ， Ｐｔｅｒｏｓｔｉｌｂｅｎｅ ｃａｒｂｏｘａｌｄｅｈｙｄｅ ｔｈｉｏｓｅｍｉｃａｒｂａｚｏｎｅ， ａ ｒｅｓｖｅｒａｔｒｏｌ ｄｅｒｉｖａｔｉｖｅ ｉｎｈｉｂｉｔｓ １５ １７β−Ｅｓｔｒａｄｉｏｌ ｉｎｄｕｃｅｄ ｃｅｌｌ ｍｉｇｒａｔｉｏｎ ａｎｄ ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｏｎ ｉｎ ＨＵＶＥＣｓ， Ｓｔｅｒｏｉｄｓ． １０８ （２０１６） １７−３０． ｄｏｉ：１０．１０１６／ｊ．ｓｔｅｒｏｉｄｓ．２０１６．０１．０２０， Ｇ．Ｍ． Ｒｕｂａｎｙｉ， Ａ． Ｊｏｈｎｓ， Ｋ． Ｋａｕｓｅｒ， Ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ ｅｓｔｒｏｇｅｎ ｏｎ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｆｕｎｃｔｉｏｎ ａｎｄ ａｎｇｉｏｇｅｎｅｓｉｓ， Ｖａｓｃｕｌ Ｐｈａｒｍａｃｏｌ． ３８ （２００２） ８９−９８． ｄｏｉ：１０．１０１６／Ｓ０３０６− ３６２３（０２）００１３１−３］、かつ新しい血管形成をｉｎ ｖｉｔｒｏおよびｉｎ ｖｉｖｏの双方で刺激することが示されている［Ｄ．Ｅ． Ｍｏｒａｌｅｓ， Ｋ．Ａ． ＭｃＧｏｗａｎ， Ｄ．Ｓ． Ｇｒａｎｔ， Ｓ． Ｍａｈｅｓｈｗａｒｉ， Ｄ． Ｂｈａｒｔｉｙａ， Ｍ．Ｃ． Ｃｉｄ， Ｈ．Ｋ． Ｋｌｅｉｎｍａｎ， Ｈ． Ｗｉｌｌｉａｍ Ｓｃｈｎａｐｅｒ， Ｅｓｔｒｏｇｅｎ Ｐｒｏｍｏｔｅｓ Ａｎｇｉｏｇｅｎｉｃ Ａｃｔｉｖｉｔｙ ｉｎ Ｈｕｍａｎ Ｕｍｂｉｌｉｃａｌ Ｖｅｉｎ Ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ Ｃｅｌｌｓ Ｉｎ Ｖｉｔｒｏ ａｎｄ ｉｎ ａ Ｍｕｒｉｎｅ Ｍｏｄｅｌ， Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ． ９１ （１９９５） ７５５−６３］。本発明者らは、ＣＡＭアッセイを用いて、Ｅ２を担持したポリ−Ｌ−乳酸（ＰＬＬＡ）足場が、高度に血管新生性であることを確認した［Ｎ． Ｍａｎｇｉｒ， Ｃ．Ｊ． Ｈｉｌｌａｒｙ， Ｃ．Ｒ． Ｃｈａｐｐｌｅ， Ｓ． ＭａｃＮｅｉｌ， Ｏｅｓｔｒａｄｉｏｌ−ｒｅｌｅａｓｉｎｇ Ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅ ２５ Ｍｅｓｈ Ｓｔｉｍｕｌａｔｅｓ Ｃｏｌｌａｇｅｎ Ｐｒｏｄｕｃｔｉｏｎ ａｎｄ Ａｎｇｉｏｇｅｎｅｓｉｓ： Ａｎ Ａｐｐｒｏａｃｈ ｔｏ Ｉｍｐｒｏｖｉｎｇ Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌ Ｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ ｉｎ Ｐｅｌｖｉｃ Ｆｌｏｏｒ Ｒｅｐａｉｒ， Ｅｕｒ Ｕｒｏｌ Ｆｏｃｕｓ． （２０１７）． ｄｏｉ：１０．１０１６／ｊ．ｅｕｆ．２０１７．０５．００４］。

Ｅ２は以前、多くのグループおよび本発明者らの研究グループによって、ｉｎ ｖｉｔｒｏおよびｉｎ ｖｉｖｏの双方で血管新生性であると報告された。Ａｌｂｒｅｃｈｔ ｅｔ ａｌ．は、Ｅ２が、ＶＥＧＦのアップレギュレーションを介して血管新生を促進することを示唆した。Ａｌｂｒｅｃｈｔ ｅｔ ａｌ．は、卵巣切除したヒヒへのＥ２投与によって、ＶＥＧＦ発現および細胞透過性が迅速に増大することを報告した［Ｅ．Ｄ． Ａｌｂｒｅｃｈｔ， Ｊ．Ｓ． Ｂａｂｉｓｃｈｋｉｎ， Ｙ． Ｌｉｄｏｒ， Ｌ．Ｄ． Ａｎｄｅｒｓｏｎ， Ｌ．Ｃ． Ｕｄｏｆｆ， Ｇ．Ｊ． Ｐｅｐｅ， Ｅｆｆｅｃｔ １５ ｏｆ ｅｓｔｒｏｇｅｎ ｏｎ ａｎｇｉｏｇｅｎｅｓｉｓ ｉｎ ｃｏ−ｃｕｌｔｕｒｅｓ ｏｆ ｈｕｍａｎ ｅｎｄｏｍｅｔｒｉａｌ ｃｅｌｌｓ ａｎｄ ｍｉｃｒｏｖａｓｃｕｌａｒ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌｓ．， Ｈｕｍ Ｒｅｐｒｏｄ． １８ （２００３） ２０３９−２０４７． ｄｏｉ：１０．１０９３／ｈｕｍｒｅｐ／ｄｅｇ４１５］。同様に、ＶＥＧＦ ｍＲＮＡ発現レベルの上昇が、Ｈｙｄｅｒ ｅｔ ａｌ．によって、Ｅ２処置後の卵巣切除ラットにおいて観察された［Ｓ．Ｍ． Ｈｙｄｅｒ， Ｇ．Ｍ． Ｓｔａｎｃｅｌ， Ｃ． Ｃｈｉａｐｐｅｔｔａ， Ｌ． Ｍｕｒｔｈｙ， Ｈ．Ｌ． Ｂｏｅｔｔｇｅｒ−Ｔｏｎｇ， Ｓ． Ｍａｋｅｌａ， Ｕｔｅｒｉｎｅ ｅｘｐｒｅｓｓｉｏｎ ｏｆ ｖａｓｃｕｌａｒ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｇｒｏｗｔｈ ｆａｃｔｏｒ ｉｓ ｉｎｃｒｅａｓｅｄ ｂｙ ｅｓｔｒａｄｉｏｌ ａｎｄ ２０ ｔａｍｏｘｉｆｅｎ， Ｃａｎｃｅｒ Ｒｅｓ． ５６ （１９９６） ３９５４−３９６０］。同様に、Ｍｏｒａｌｅｓ ｅｔ ａｌ．は、Ｅ２が、マトリゲル上でのＨＵＶＥＣの移動および毛細血管様ネットワークの形成を促進することを報告した［Ｄ．Ｅ． Ｍｏｒａｌｅｓ， Ｋ．Ａ． ＭｃＧｏｗａｎ， Ｄ．Ｓ． Ｇｒａｎｔ， Ｓ． Ｍａｈｅｓｈｗａｒｉ， Ｄ． Ｂｈａｒｔｉｙａ， Ｍ．Ｃ． Ｃｉｄ， Ｈ．Ｋ． Ｋｌｅｉｎｍａｎ， Ｈ． Ｗｉｌｌｉａｍ Ｓｃｈｎａｐｅｒ， Ｅｓｔｒｏｇｅｎ Ｐｒｏｍｏｔｅｓ Ａｎｇｉｏｇｅｎｉｃ Ａｃｔｉｖｉｔｙ ｉｎ Ｈｕｍａｎ Ｕｍｂｉｌｉｃａｌ Ｖｅｉｎ Ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ Ｃｅｌｌｓ Ｉｎ Ｖｉｔｒｏ ａｎｄ ｉｎ ａ Ｍｕｒｉｎｅ Ｍｏｄｅｌ， Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ． ９１ （１９９５） ７５５−６３］。Ｐｅｎｃｅ ｅｔ ａｌ．は、外因性Ｅ２が、子宮内膜上皮細胞によるＶＥＧＦの内生生成を促進することを示した［Ｊ．Ｃ． Ｐｅｎｃｅ， Ｋ．Ｂ．Ｈ． Ｃｌａｎｃｙ， Ｂ．Ａ．Ｃ． Ｈａｒｌｅｙ， Ｔｈｅ ｉｎｄｕｃｔｉｏｎ ｏｆ ｐｒｏ−ａｎｇｉｏｇｅｎｉｃ ｐｒｏｃｅｓｓｅｓ ｗｉｔｈｉｎ ａ ｃｏｌｌａｇｅｎ ｓｃａｆｆｏｌｄ ｖｉａ ｅｘｏｇｅｎｏｕｓ ｅｓｔｒａｄｉｏｌ ａｎｄ ｅｎｄｏｍｅｔｒｉａｌ ｅｐｉｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌｓ， Ｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌ Ｂｉｏｅｎｇ． １１２ （２０１５） ２１８５−２１９４． ｄｏｉ：１０．１００２／ｂｉｔ．２５６２２］。より最近になって、本発明者らのグループは、生分解性（ＰＬＡ ［Ｎ． Ｍａｎｇｉｒ， Ｃ．Ｊ． Ｈｉｌｌａｒｙ， Ｃ．Ｒ． Ｃｈａｐｐｌｅ， Ｓ． ＭａｃＮｅｉｌ， Ｏｅｓｔｒａｄｉｏｌ−ｒｅｌｅａｓｉｎｇ Ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅ ２５ Ｍｅｓｈ Ｓｔｉｍｕｌａｔｅｓ Ｃｏｌｌａｇｅｎ Ｐｒｏｄｕｃｔｉｏｎ ａｎｄ Ａｎｇｉｏｇｅｎｅｓｉｓ： Ａｎ Ａｐｐｒｏａｃｈ ｔｏ Ｉｍｐｒｏｖｉｎｇ Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌ Ｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ ｉｎ Ｐｅｌｖｉｃ Ｆｌｏｏｒ Ｒｅｐａｉｒ， Ｅｕｒ Ｕｒｏｌ Ｆｏｃｕｓ． （２０１７）． ｄｏｉ：１０．１０１６／ｊ．ｅｕｆ．２０１７．０５．００４］）繊維および非分解性（ＰＵ ［Ｓ． Ｓｈａｆａａｔ， Ｎ． Ｍａｎｇｉｒ， Ｓ．Ｒ． Ｒｅｇｕｒｅｏｓ， Ｃ．Ｒ． Ｃｈａｐｐｌｅ， Ｓ． ＭａｃＮｅｉｌ， Ｄｅｍｏｎｓｔｒａｔｉｏｎ ｏｆ ｉｍｐｒｏｖｅｄ ｔｉｓｓｕｅ ｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ ａｎｄ ａｎｇｉｏｇｅｎｅｓｉｓ ｗｉｔｈ ａｎ ｅｌａｓｔｉｃ， ｅｓｔｒａｄｉｏｌ ｒｅｌｅａｓｉｎｇ ｐｏｌｙｕｒｅｔｈａｎｅ ｍａｔｅｒｉａｌ ｄｅｓｉｇｎｅｄ ｆｏｒ ｕｓｅ ｉｎ ｐｅｌｖｉｃ ｆｌｏｏｒ ｒｅｐａｉｒ， Ｎｅｕｒｏｕｒｏｌ Ｕｒｏｄｙｎ． （ｎ．ｄ．） ｎ／ａ−ｎ／ａ． ｄｏｉ：１０．１００２／ｎａｕ．２３５１０］）繊維の双方からＥ２が放出され、双方の電界紡糸足場が、ＣＡＭアッセイにおいて、良好な血管新生促進活性を示すことを実証した。

本明細書中で用いられる用語「創傷治癒の促進」は、皮膚組織の連続性の破壊（皮膚（真皮および表皮）および／または基礎となる結合組織の、あらゆる疾患によって特徴付けられる障害、障害、症候群、異常、病理、または異常な症状が挙げられる）を回復するものと理解されるべきである。例えば、創傷は、小さな切り傷または擦り傷；中間層創傷；複合／全層創傷；外傷性創傷、例えば、擦傷、裂傷；手術創；手術後の切り傷；褥瘡（ｐｒｅｓｓｕｒｅ ｓｏｒｅ）のような慢性／非治癒性創傷または非治癒性糖尿病性足創傷；潰瘍、特に静脈性潰瘍、褥瘡（ｄｅｃｕｂｉｔｕｓ）、感染に起因する皮膚潰瘍、褥瘡性潰瘍、または糖尿病性潰瘍；骨または軟骨のような結合組織の損傷；薬品損傷または熱傷、特に第３度熱傷；偶発的な創傷；虚血性壊死のような壊死性創傷；感染創；全層植皮片および分層植皮片のドナー部位；床擦れ；皮膚表面の創傷治癒の糖尿病誘発性の故障および年齢誘発性の故障、ならびに瘢痕、例えば、ケロイド瘢痕、拘縮瘢痕、肥厚性瘢痕、およびにきび瘢痕を含んでよい。創傷は、開放創であっても閉鎖創であってもよい。本明細書中で用いられる「閉鎖」創は、１点にて開いており（例えば、外科的切開または偶発的な切り傷）、そして縫合、ステープル、外科用接着剤等によって意図的に閉鎖されている創傷を意味する。

本明細書中で用いられる用語「全層創傷」は、真皮、組織の破壊、および真皮の血管の破壊を指す。対照的に、「中間層創傷」は、真皮組織の破壊のみを指す。

Ｄ−デオキシリボースまたはＥ２の特定の一用途は、火傷による広範な全層創傷への使用である。

本発明によれば、創傷治癒は、Ｄ−デオキシリボース糖またはＥ２を含む組成物の、創傷床へのあらゆる適切な投与計画、手順、および／または投与経路を、対象に施すことによって達成され得る。

本明細書中で用いられる用語「創傷床」は、皮膚組織の連続性の破壊が生じたときの身体上の露出表面を指す。

創傷の回復は、創傷の完全な治癒または実質的に完全な治癒を意味し得、創傷組織は、創傷以前と実質的に同じ状態に回復される。これ以外にも、創傷の回復は、創傷の部分的な治癒を意味し得る。更なる選択肢において、創傷の回復は、線維性瘢痕組織の形成の引下げを含み得る。創傷治癒は、治療目的に用いられても、非治療［美容］目的に用いられてもよい。

本明細書中で用いられる「誘発する」は、特定の現象を生じさせ、促進し、形成し、調節し、または活性化する作用を指す。本明細書中で用いられる「増大させる」は、特定の現象を促進または増強する作用を指す。

Ｄ−デオキシリボースまたはＥ２が、創傷床において血管新生を増大させ、または誘導するのに用いられてもよい。これ以外にも、Ｄ−デオキシリボースまたはＥ２が、創傷床において血管化を増大させ、または誘導するのに用いられてもよい。

本明細書中で用いられる「血管化」は、未分化細胞または分化中の細胞に由来する血管の新たな形成、成長、発達、または増殖を含む。適切には、血管は、内皮細胞の新たな生成によって形成され得る。本明細書中で用いられる「血管新生」は、既存の血管構造からの新しい血管構造（例えば、血管；例えば、静脈、動脈、細静脈、細動脈、毛細血管）の形成を指す。例えば、血管新生は、既存の血管からの新しい血管の発芽（ｓｐｒｏｕｔｉｎｇ）（血管新生の発芽）によって、かつ／または血管の分岐（ｂｒａｎｃｈｉｎｇ）（腸重積症の血管新生）によって起こり得る。特定の理論に縛られることを望むものではないが、Ｄ−デオキシリボースは、ＶＥＧＦの誘導および／または刺激および／または生成を介して、血管新生の化学的刺激を誘導し得る。ＶＥＧＦは、血管新生の知られている化学刺激因子である。

これ以外にも、Ｄ−デオキシリボースまたはＥ２が、脱毛の処置に用いられてもよい。適切には、Ｄ−デオキシリボースまたはＥ２が、毛の再成長を増大させ、または誘導するのに用いられ得る。Ｄ−デオキシリボースまたはＥ２が、脱毛を遅らせ、予防し、または最小限に抑えるのに用いられてもよい。この目的のために、Ｄ−デオキシリボースが、治療的用途および非治療的［美容］用途の双方を有してもよいことが意図される。

適切には、Ｄ−デオキシリボースまたはＥ２が、脱毛症を処置するのに用いられてもよい。本明細書中で用いられる「脱毛症」は、あらゆる形態の医療的脱毛を包含する一般用語である。脱毛症は、卵胞の欠如、破壊（瘢痕化である場合がある）、疾患、感染、収縮、調節不全（毛周期の変化）、または完全なシャットダウン／休眠に起因し得る。これらの変化は、一時的または永続的、部分的、地域的、かつ／または明らかに全体的なものであり得る。

用語脱毛症の使用によって包含される特定のタイプの脱毛症の例が、以下からなる群から選択される：アンドロゲン性脱毛症；円形脱毛症；完全脱毛症；全身性脱毛症；休止期脱毛症；成長期脱毛症；外傷性脱毛症；ヘアスタイリングルーチン由来の機械的牽引性脱毛症；化学物質誘発性脱毛症；熱誘発性脱毛症；放射線誘発性脱毛症；化学療法誘発性脱毛症；瘢痕性脱毛症；自己免疫疾患誘発性脱毛症（例えば、円板状エリテマトーデスまたは慢性皮膚エリテマトーデス由来）；疾患関連脱毛症（例えば、甲状腺機能亢進症または甲状腺機能低下症、鉄欠乏症由来）；薬物誘発性脱毛症（例えば、抗生物質および抗真菌薬；抗鬱薬、抗痙攣薬；抗凝固剤、例えばヘパリンおよび一部のＬＭＷＨ；ＮＳＡＩＤ、例えばアスピリン；降圧薬、ホルモン補充療法によって誘発される脱毛症）、および梅毒性脱毛症。

この用語の下で考慮されることとなる他の症状の例は、以下の通りである：下垂体機能不全、例えば、シモンズ病およびシーハン症候群；他の内分泌障害、例えば、甲状腺機能低下症、糖尿病、副腎形成不全；慢性疾患、例えば、エリテマトーデス、腫瘍（ｎｅｏｐｌａｓｍａ）；連珠毛；擬似連珠毛；頭皮の遺伝性貧毛シンプレックス（ｈｅｒｅｄｉｌａｒｙ ｈｙｐｏｔｒｉｃｈｏｓｉｓ ｓｉｍｐｌｅｘ）；側頭部先天性三角形脱毛症；頭蓋縫合の脱毛症−ハラーマン・シュタイフ症候群；遺伝性瘢痕性脱毛症、例えばマリー・ウンナ型全身性白癬、びまん性先天性瘢痕濾胞性角化症；表皮母斑−良性上皮過誤腫および／または悪性腫瘍もしくは良性腫瘍；身体的外傷、例えば、自動車事故、スポーツ傷害；術後；抗腫瘍剤、例えば細胞増殖抑制剤および／またはアルキル化剤；化学的外傷、例えばチオグリコラート、代謝拮抗薬；電離放射線；有毒薬物、例えばタリウム、ビタミンＡ；自傷的な身体的外傷、例えば抜毛症；細菌、例えば膿皮症（Ｐｙｏｄｅｒｍｉｔｉｓ）、ボクハートの膿痂疹；糸状菌／真菌、例えばカンジダ症、皮膚糸状菌症；偶発的な外傷／摩擦、例えば帽子、美容院等。関連する用語は、毛の生産の低下として定義される減毛症である。

適切には、Ｄ−デオキシリボース糖またはＥ２を含む組成物が、単離された毛包に塗布されてもよい。本明細書中で用いられる用語「毛包」は、毛繊維が発達し得る表皮に由来する管様構造を指す。毛包は典型的に、以下の構造で構成される：乳頭、マトリックス、根鞘、皮脂腺、および場合によっては毛繊維（毛幹および毛根で構成される）。毛繊維は、脱毛症の程度に応じて、または形成された毛包の発達の程度および段階に応じて、直径が減少し得、またはまったく存在し得ない。

適切には、Ｄ−デオキシリボースまたはＥ２には担体が提供されてもよい。担体は、好ましくは、ゲル、より好ましくはヒドロゲル、または生体適合性マトリックス材料、好ましくは電界紡糸足場、粒子、創傷包帯、または綿棒から選択され、Ｄ−デオキシリボースまたはＥ２を含有する溶液が含浸される。担体は、定義された表面を持たず、特定の形状または固体マトリックスを欠くアモルファス材料からなってもよい。

適切には、Ｄ−デオキシリボースまたはＥ２を放出する担体が、新しい血管の内方成長を刺激し、そして薄い皮膚移植片または自己由来培養ケラチノサイトによるその後の移植のための血管化された創傷床を提供して、永続的な皮膚バリア層を提供することとなるため、真皮の代替物として作用し得る。

担体は、抗菌剤として作用する物質、例えば銀またはセリウムをさらに含んでもよい。

これらの担体は、創傷中へのＤ−デオキシリボースまたはＥ２の持続放出に適し得る。Ｄ−デオキシリボースまたはＥ２と担体との調製物が、局所投与に特に適している。

適切には、Ｄ−デオキシリボースまたはＥ２は、生体適合性マトリックス材料と共に製剤化されてもよいし、生体適合性マトリックス材料に結合されてもよい。本明細書中で用いられるマトリックス材料は、細胞の動員、付着、増殖、および分化用の担体または足場、ならびにＤ−デオキシリボースまたはＥ２の潜在的な送達および貯蔵デバイスを意味する。

生体適合性マトリックス材料の調製は、当該分野において周知である。生体適合性マトリックスは好ましくは、創傷治癒を支援し、かつ／または創傷床において血管新生もしくは血管化を増大させ、もしくは誘導する。

適切には、生体適合性マトリックス材料は、ポリマー材料を含んでよい。ポリマー材料は、２つ以上の異なるポリマー物質のホモポリマーもしくはヘテロポリマー／コポリマー、または２つの組み合わせを含んでよい。本明細書中で用いられる用語「ポリマー」は、モノマーと呼ばれる５つ以上の同一の結合単位の化学結合によって形成される高分子、例えば糖を指す。ポリマーは、天然由来［例えば、多糖類、例えば、デンプン、セルロース、ペクチン、海藻ゴム、植物ゴム；ポリペプチド、例えば、カゼイン、アルブミン、グロブリン、ケラチン、インスリン、ＤＮＡ；および炭化水素］、合成［例えば、熱可塑性（未加硫エラストマー、ナイロン、ポリ塩化ビニル、ポリ（フッ化ビニリデントリフルオロエチレン）直鎖状ポリエチレン、ポリスチレン、ポリプロピレン、ポリウレタン、アクリラート樹脂）；熱硬化性（例えば、加硫エラストマー、架橋ポリエチレン、フェノール、アルキド、ポリエステル）、および半合成（例えば、セルロース系、例えば、レーヨン、メチルセルロース、酢酸セルロース；および加工デンプン）であってもよい。用語「ホモポリマー」は、単一のモノマーに由来する天然または合成ポリマーを指す。用語「ヘテロポリマー」は、複数のモノマーサブユニットに由来する天然または合成ポリマー（すなわちコポリマー）を指す。特に明記しない限り、用語「ポリマー」は、一般に、本明細書中に記載されるホモポリマーおよびヘテロポリマー（すなわちコポリマー）の双方を指すのに用いられる。

本明細書中で用いられる用語「生体適合性材料」または「生体適合性マトリックス材料」は、マトリックス材料が、所望される創傷床に配置または移植された場合の重度の応答または段階的応答とは対照的に、材料が応答を刺激しない、または軽度かつ／もしくは一時的な応答のみを刺激することを意味する。

生体適合性マトリックス材料として、例えば、合成または天然に存在するマトリックス、例えば、コラーゲン、無細胞マトリックス、架橋生体足場分子、組織ベースの生体工学的構造フレームワーク、バイオ製造されたバイオプロテーゼ、ならびに他の移植構造、例えば、創傷治癒の促進に有用な細胞浸潤および細胞増殖に適した血管移植片が挙げられ得る。追加の適切な生体適合性マトリックス材料として、抗原性および免疫原性を引き下げるように化学的に修飾されたコラーゲン組織が挙げられ得る。他の適切な例として、創傷包帯用コラーゲンシート、無抗原もしくは抗原低減無細胞マトリックス（Ｗｉｌｓｏｎ Ｇ Ｊ ｅｔ ａｌ． （１９９０） Ｔｒａｎｓ Ａｍ Ｓｏｃ Ａｒｔｉｆ Ｉｎｔｅｒｎ ３６：３４０−３４３）、または異種移植片材料に対する抗原応答を引き下げるように設計された他の生体適合性マトリックスが挙げられる。創傷治癒の促進に有用な他のマトリックスとして、例えば、不溶性コラーゲンおよびエラスチンを含む加工処理されたウシ心膜タンパク質（Ｃｏｕｒｔｍａｎ ＤＷ ｅｔ ａｌ． （１９９４） Ｊ Ｂｉｏｍｅｄ Ｍａｔｅｒ Ｒｅｓ ２８：６５５−６６６）、および組織再生を促進するための宿主細胞移動用の天然の微小環境を提供するのに有用であり得る他の無細胞組織（Ｍａｌｏｎｅ Ｊ Ｍ ｅｔ ａｌ． （１９８４） Ｊ Ｖａｓｃ Ｓｕｒｇ １：１８１−９１）が挙げられ得る。

適切には、生体適合性マトリックス材料は、足場を形成する電界紡糸によって形成され得る。電界紡糸のプロセスは、ポリマーマトリックス材料を合成するために、射出可能なポリマー溶液に高電圧を印加することを含む。印加される高電圧は、ポリマー溶液の表面張力を克服するのに十分であり、これがポリマー液滴を引き延ばすことによって、ランダムな向きの不織布マトリックス、マット、またはメッシュを形成する微細繊維となる。電界紡糸は典型的に、相互に関連する孔を備えた数百ナノメートルの範囲の繊維径を有する不織（すなわちメッシュ）マトリックス（マットおよび／または足場とも呼ばれる）を生成する。電界紡糸プロセスは典型的に、いかなるビーズ繊維も実質的に含まない滑らかな表面の形成をもたらす。マトリックス繊維は、ランダムな、かつ／もしくはアラインされたナノ繊維、またはそれらの組合せの不織布メッシュを含んでもよい。適切には、Ｄ−デオキシリボース糖が担持されると、ナノ繊維は典型的に、直径が大きくなることとなる。例えば、担持された繊維は、直径が約０．２ミクロンから約５．０ミクロンになり得る。

電界紡糸ナノ繊維は、ポリカプロラクトンを含んでよい。有利には、ポリカプロラクトンは生分解性である。適切には、ポリカプロラクトンの代わりに他の生分解性ポリマーが用いられてもよい。適切な代替品となり得る他の適切な生分解性ポリマーの例として、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリグリコリド（ＰＧＡ）、ポリ（乳酸−ｃｏ−グリコール酸）（ＰＬＧＡ）、およびポリ（３−ヒドロキシブチラート−ｃｏ−３−ヒドロキシバレラート）ＰＨＢＶが挙げられる。

本明細書中で用いられる用語「生分解性」材料は、標準的なインビボ生理的条件下で有限期間にわたって、代謝または排泄され得、かつインビボで分解する際に有害な影響のない成分に分解することができるものである。

これ以外にも、担体は、ヒドロゲルであってもよい。ヒドロゲルは、天然または合成のポリマー骨格鎖に結合した親水性官能基のネットワークを構成する。ヒドロゲルは、水性分散媒を有するコロイドゲルを含んでもよい。ポリマー鎖からの親水性官能基の突出により、ヒドロゲルの吸収性が高くなり得る（水を９９．９％超含有し得るものもある）。ヒドロゲルの高い液体含有量により、ヒドロゲルは、天然組織に匹敵する程度の柔軟性を有し得る。ヒドロゲルの吸収性により、ヒドロゲルは局所薬物送達用のリザーバとしても作用し得る。ヒドロゲルは、架橋ヒドロゲルであってもよい。ヒドロゲルの架橋は、溶解を防ぐことができる。架橋は、適切な架橋剤と反応させることによって達成され得る。適切なヒドロゲルとして、例えば、水に不溶性であり、かつ膨潤によって水溶液と相互作用する架橋親水性ポリマーの三次元ネットワークが挙げられ得る。例示的なヒドロゲルは、高度に適合性かつ透過性であり、その組成に応じて、様々な量の水溶液を吸収することができる。適切には、ヒドロゲルは、処置部位に対して非粘着性であり得、または取外しが容易になるように処理され得る。

適切には、ヒドロゲルは好ましくは、キトサン、ゼラチン、アルギナート、アガロース、メチルセルロース、コラーゲン、ヒアルロナン、またはそれらのあらゆる組合せの少なくとも１つを含んでよい。好ましくは、ヒドロゲルは、キトサンおよびコラーゲンを含んでよい。これ以外にも、有機化学ヒドロゲルは、豊富な親水基を有するポリビニルアルコール、ポリアクリル酸ナトリウム、アクリラートポリマー、およびコポリマーを含んでもよい。

適切には、担体は、アスコルビン酸またはその誘導体、例えば、Ｌ−アスコルビン酸またはアスコルビン酸２−リン酸を含む（Ｍａｎｇｉｒ ｅｔ ａｌ Ａｃｔａ Ｂｉｏｍａｔｅｒ． ２０１６ Ｊａｎ １； ２９： １８８−１９７．ｄｏｉ： １０．１０１６／ｊ．ａｃｔｂｉｏ．２０１５．１０．０１９）

用語「創傷包帯」は、創傷に局所的に当てるための包帯を指し、全身投与に適した組成物を除外する。例えば、Ｄ−デオキシリボース糖またはＥ２は、織布または不織布の布地材料等の創傷接触材料の固体シートの中または上に分散されてもよいし、ポリウレタンフォーム等のフォームの層中に、またはヒドロゲル、例えば、ポリキトサンヒドロゲル、ポリビニルアルコール、ポリアクリラートヒドロゲル、ゼラチン、メチルセルロース、アガロース、アルギナート、ヒアルロン酸ヒドロゲル、またはそれらのあらゆる組合せ中に、例えばゲルまたは軟膏中に分散されてもよい。適切には、Ｄ−デオキシリボース糖またはＥ２は、創傷中への活性成分の持続放出を実現する生分解性シート材料、例えば凍結乾燥キトサン／ポリビニルアルコール混合物のシートの中または上に分散される。

適切には、Ｄ−デオキシリボースもしくはＥ２は、直接塗布用の液体、半固体、もしくは固体組成物の形態で提供されてもよく、または組成物は、固体接触層、例えば、創傷包帯、ヒドロゲル、足場、もしくはマトリックスの表面に塗布され、もしくはその中に組み込まれる。包帯組成物は、例えば、流体またはゲルの形態で提供されてもよい。

適切なアモルファスヒドロゲル包帯は、例えば、水分を供与し、かつ湿った治癒環境を維持し、かつ／または創傷部位を再水和するように設計された、水、ポリマー、および形状のない他の成分の製剤を含んでよい。ヒドロゲルは、二次包帯カバーと併用されてもよい。

ヒドロゲル包帯として、例えば、アモルファスヒドロゲルで飽和したガーゼおよび不織スポンジ、ロープ、ならびにストリップが挙げられ得る。適切な含浸包帯として、例えば、溶液、エマルジョン、油、ゲル、または他のいくつかの薬学的に活性な化合物もしくは担体剤（例えば、生理食塩水、油、亜鉛塩、ペトロラタム、キセロホルム、およびスカーレットレッド、ならびに本明細書中に記載される化合物が挙げられる）で飽和したガーゼおよび不織スポンジ、ロープ、ならびにストリップが挙げられ得る。

適切なシリコーンゲルシート包帯として、例えば、メッシュもしくは布で強化された、またはこれに結合された架橋ポリマーで構成されるソフトカバーが挙げられ得る。

適切な液体包帯は、例えば、細胞外マトリックス内に見られる多タンパク質材料および他の要素の混合物を含んでよい。溶液は、デブリードマンおよびクレンジング後の処置部位に塗布されてから、吸収性包帯または非接着パッドで覆われてもよい。

適切な透明フィルム包帯は、片面に接着剤でコーティングされた様々な厚さのポリマー膜を含んでよい。透明なフィルムは、液体、水、および細菌に対して不浸透性であり得るが、水蒸気および大気ガスに対して浸透性であり得る。フィルムの透明性は、処置部位の視覚化を可能にし得る。

適切な充填剤包帯は、例えば、ビーズ、クリーム、フォーム、ゲル、軟膏、パッド、ペースト、ピロー、粉末、ストランド、または他の製剤を含んでよい。充填剤は、非粘着性であってもよいし、徐放性抗菌剤を含んでもよい。例示的な充填剤は、湿潤環境を維持するのに、滲出物を管理するのに、そして、例えば、中間層創傷および全層創傷、感染創傷、排液性創傷、ならびにパッキングを必要とする深部創傷の処置に有用であり得る。

Ｄ−デオキシリボースまたはＥ２は、局所塗布用の従来の薬学的賦形剤と組み合わせて提供されてもよい。適切な薬学的担体として：プルロニックゲル、ポラキサマーゲル、ヒドロゲル（ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシメチルセルロース、カルボキシメチルセルロース、ヒドロキシプロピルメチルセルロース、およびそれらの混合物が挙げられるセルロース誘導体を含有する）、およびポリアクリル酸を含有するヒドロゲル（Ｃａｒｂｏｐｏｌｓ）が挙げられる。

また、他の適切な担体として、局所薬学的調製物に用いられるクリーム／軟膏、例えば、セトマクロゴール乳化軟膏に基づくクリームが挙げられる。上記の担体は、アルギナート（増粘剤または刺激剤として）、防腐剤、例えばベンジルアルコール、ｐＨを制御するバッファ、例えばリン酸水素二ナトリウム／リン酸二水素ナトリウム、浸透圧を調整する剤、例えば塩化ナトリウム、および安定剤、例えばＥＤＴＡを含んでよい。

好ましい製剤として、局所投与用の製剤がある。また、創傷床への長期間にわたる制御送達用のリポソーム、マイクロエマルジョン、ミセル、微粒子、またはベシクル中へのＤ−デオキシリボースまたはＥ２の組込みを含む組成物も含まれる。

薬学的組成物は、先で記載されるように、好ましくはコラーゲン、ゼラチン、キトサン、および／またはヒアルロナンを含む、生体適合性マトリックスと共に製剤化され、またはこれに結合されたＤ−デオキシリボースまたはＥ２を含んでよい。薬学的組成物はまた、上記のＤ−デオキシリボースまたはＥ２を有するヒドロゲルを含んでもよい。

薬学的組成物は、銀またはセリウム等の抗菌剤を含んでもよい。

特に、本発明は、医薬として用いられる薬学的組成物を提供する。特定の用途は、上記の創傷治癒および／または血管新生の刺激である。別の用途は、上記の脱毛症および他の関連障害の処置である。更なる選択肢は、脱毛の美容処置である。

また、特に、創傷を有する、またはそのような処置を必要とする対象への、例えば血管新生を刺激する、ｉｎ ｖｉｖｏ方法の使用も提供される。

本明細書中で用いられる「局所投与」は、明確な表面への、例えば、直接的な創傷表面への、または創傷が閉鎖されているならば、閉鎖部の周囲または閉鎖部内の領域への投与を意味する。

本明細書中で用いられ、本発明の全ての態様に従う用語「対象」は、脊椎動物を指す。対象は、好ましくは、ヒト、獣医動物または農場の動物、家畜またはペット、および臨床研究に通常使用される動物（非ヒト霊長類、イヌ、ラット、およびマウスが挙げられる）が挙げられる哺乳類動物を指す。より詳細には、本発明の対象はヒトであってもよい。

本明細書の記載および特許請求の範囲を通して、文言「含む」および「含有する」、ならびにそれらの変形は、「含むが、これに限定されない」を意味し、他の部分、付加物、成分、整数、または工程を除外することが意図されない（そして除外しない）。本明細書の記載および特許請求の範囲を通して、単数形は、文脈上別段の解釈が必要でない限り、複数形を包含する。特に、不定冠詞が用いられる場合、本明細書は、文脈上別段の解釈が必要でない限り、複数性および単数性を意図すると理解されるべきである。

本発明の特定の態様、実施形態、または実施例に関連して記載される特徴、整数、特性、化合物、化学部分、または基は、本明細書中に記載される他のあらゆる態様、実施形態、または実施例に、これらと矛盾しない限り、適用可能であると理解されるべきである。本明細書（添付の特許請求の範囲、要約、および図面を全て含む）に開示される全ての特徴、および／またはそこに開示されるあらゆる方法またはプロセスの全ての工程は、そのような特徴および／または工程の少なくとも一部が相互に排他的である組合せを除くあらゆる組合せで組み合わされてもよい。本発明は、前述のいかなる実施形態の詳細にも制限されない。本発明は、本明細書（添付の特許請求の範囲、要約、および図面を全て含む）に開示される特徴の新規なあらゆるもの、または新規なあらゆる組合せ、あるいはそのように開示されるあらゆる方法もしくはプロセスの工程の新規なあらゆるもの、または新規なあらゆる組合せに及ぶ。

読者は、本出願に関連する本明細書と同時に、または本明細書の前に提出されており、かつ本明細書と共に公衆の閲覧に付された全ての論文および文書に留意し、そのような全ての論文および文書の内容は、参照によって本明細書に組み込まれる。

[実験セクション１] 材料
ポリカプロラクトン（Ｍｗ：４５，０００）、Ｌ−ラムノース、およびＮａＯＨを、Ｓｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ（ＵＳＡ）から購入した。キトサン（ＣＳ）を、Ｍｉａｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｃｏｍｐａｎｙ、Ｌａｈｏｒｅ、Ｐａｋｉｓｔａｎから購入して、本発明者らのラボにおいてさらに精製した（脱アセチル化度（ＤＤ）８４％；Ｍｗ：８７０４７．２６ｇ／ｍｏｌ）（Ｆａｒｏｏｑ ｅｔ ａｌ．， Ｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｓｃｉｅｎｃｅ ａｎｄ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ： Ｃ． ２０１５）。コラーゲンを、Ｍｉａｎ ＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃのサプライヤーＬａｈｏｒｅから購入した。ポリ（ビニルアルコール）（ＰＶＡ）（Ｍｗ：７２，０００、加水分解度９８％）、塩酸（ＨＣｌ）、および硫酸（Ｈ_２ＳＯ_４）を、Ｍｅｒｃｋ（Ｇｅｒｍａｎｙ）から購入した。オルトギ酸トリエチル（９８％）を、Ａｌｆａ Ａｅｓａｒ（Ｇｅｒｍａｎｙ）から購入した。氷酢酸（ＣＨ_３ＣＯＯＨ）を、ＡｎａｌａＲ ＢＤＨ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｙ Ｓｕｐｐｌｉｅｓ（ＵＫ）から購入した。エタノール（９９．８％）を、Ｓｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ（Ｇｅｒｍａｎｙ）から購入した。２−デオキシ−Ｄ−リボース、Ｄ−フコース、およびＬ−フコースを、それぞれＳｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ Ｃｈｉｎａ、ＵＫ、およびＳｌｏｖａｋｉａから購入した。２−デオキシ−Ｌ−リボースおよびＤ−ラムノースは、Ｃａｒｂｏｓｙｎｔｈ（ＵＫ）の製品であった。Ｂｒａｉｎ Ｈｅａｒｔ Ｉｎｆｕｓｉｏｎブロスおよびトリプトンソイブロス（１％ｗ／ｖ）を、Ｏｘｏｉｄ Ｌｔｄから購入した。フェノールレッドを、Ｓｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ ＵＫから購入した。

電界紡糸
ＰＣＬ（１０ｗｔ％）を５ｍｌ ＤＭＦ／ＤＣＭ（４：１、１０％ｗ／ｖ）中に溶解させて、２−デオキシ−Ｄ−リボース（１．８ｗｔ％）をＤＭＦ（０．５ｍＬ）中に溶解させた。双方の溶液を組み合わせて、ロッキングステーション上に一晩放置して、室温にて均一な溶液が生じた。翌日、この溶液を、４×５ｍＬシリンジを用いて電界紡糸した。これを、プログラム可能なシリンジポンプ（Ｋｅｎｔ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ、ＵＳＡ）上に水平に配置して、４０μＬ／ｍｉｎの速度で放出した。シリンジには、高電圧電源（Ｇｅｎｖｏｌｔ、ＵＫ）を用いて、１７ｋＶを供給した。繊維状足場を、針先から１７ｃｍの距離にて、直径１６ｃｍ×６ｃｍの回転ドラム上に収集した。このドラムを３００ｒｐｍにて回転させて、１８×１６ｃｍのマットを生じさせた。足場を、約２０℃の室温にて製造した。

共有結合で架橋されたヒドロゲルの調製：Ｄ−デオキシ糖カプセル化用の可変量の架橋剤を用いたキトサン／ＰＶＡヒドロゲル
ＣＳ（２．５％ｗ／ｖ）を酢酸（１％）溶液中に溶解させて、１２時間磁気撹拌した。別個のフラスコ内で、ＰＶＡ（１０％ｗ／ｖ）を、磁気撹拌下で８０℃にて蒸留水中に溶解させた。次に、２つの溶液をそれぞれ、ＣＳおよびＰＶＡの８０：２０の比率で混合して、さらに２４時間撹拌した。次に、溶液を別々のペトリ皿に流し込んで、皿を−８０℃にて２４時間冷凍した。サンプルを、凍結乾燥機内で−４０℃にて２４時間凍結乾燥させた。次に、凍結乾燥ヒドロゲルを再水和させて、硫酸（１７％ｗ／ｖ）を有する様々な濃度のＴＥＯＦ（すなわち、０、４、８、および１６％ｗ／ｖ）中に２４時間浸した。次に、ヒドロゲルをペトリ皿から取り出して、ＮａＯＨ（１２％ｗ／ｖ）で１時間処理してから、蒸留水で３回洗浄して、２４時間凍結乾燥させた。

凍結ゲル化による架橋ＣＳ／コラーゲン足場の調製
ＣＳおよびコラーゲン（それぞれ０．５ｇ）を、酢酸（０．５Ｍ、２０ｍＬ）中に溶解させて、完全に溶解して透明な溶液が得られるまで、室温にて撹拌した。これに、オルトギ酸トリエチル（４％ｖ／ｖ、０．８ｍＬ）を架橋剤として加えて、溶液をさらに一晩撹拌して、材料の均一性および架橋性をより良好にした。次に、混合液をペトリ皿に注いで、−２０℃にて一晩凍結した。次に、凍結した膜を、予め冷却した水酸化ナトリウムのエタノール溶液（３Ｍ）中に浸して、再び−２０℃にて２４時間置いた。その後、凍結した膜を、５０％（ｖ／ｖ）エタノール溶液中で洗浄してから、蒸留水で洗浄して水酸化ナトリウムを除去した。膜を最終的に無水エタノール中で１５分間、２回洗浄して、室温にて乾燥させて多孔質足場を得た。

ＦＴＩＲ分析
赤外線（ＦＴ−ＩＲ）スペクトルを、Ｔｈｅｒｍｏ−Ｎｉｃｏｌｅｔ ６７００ Ｐ ＦＴＩＲ Ｓｐｅｃｔｒｏｍｅｔｅｒ（ＵＳＡ）で８ｃｍ^−１の解像度にて、４０００〜４００ｃｍ^−１の周波数範囲の光音響モードで、２５６回の連続スキャンにより記録した。

走査電子顕微鏡（ＳＥＭ）
複合マトリックスの表面形態を、ＳＥＭ、モデルＪＥＯＬ ＪＳＭ ６４８０下で調査した。サンプルを、金でスパッタコーティングしてから、広範な倍率にて試験した。

足場におけるデオキシ糖担持
糖担持のために、ヒドロゲルを、３７℃の２−デオキシ−Ｄ−リボース（１ｍｇ／ｍｌ）の水溶液中に、全ての液体がヒドロゲルによって吸収されるまで浸した。−２０℃にて一晩保存した後に、ヒドロゲルを凍結乾燥機（Ｃｈｒｉｓｔ、Ａｌｐｈａ １−２ ＬＤ ｐｌｕｓ、Ｇｅｒｍａｎｙ）内で−４０℃にて乾燥させてから、さらに特性評価した。

ＣＡＭアッセイを用いた生体材料の血管新生特性の評価
ニワトリ（Ｇａｌｌｕｓ ｄｏｍｅｓｔｉｃｕｓ）受精卵を、Ｂｉｇ Ｂｉｒｄ（Ｒａｉｗｉｎｄ ｒｏａｄ、Ｌａｈｏｒｅ、Ｐａｋｉｓｔａｎ）から購入して、加湿孵卵器（ＨＨＤ、４３５、Ｃｈｉｎａ）内で受精２日目から８日目まで３７℃にてインキュベートした。８日目に、正方形の窓（１ｃｍ^２）を殻中にカットして取り外し、２ｃｍ^２片の電界紡糸足場またはヒドロゲル（１６％ＰＣＬ電界紡糸足場／ＣＳ／ＰＶＡヒドロゲル／ＣＳ／コラーゲンヒドロゲル）をＣＡＭ上に配置した。各卵に、１つの足場またはヒドロゲルのみを移植した。

殻窓をパラフィルム（Ｂｅｍｉｓ Ｆｌｅｘｉｂｌｅ Ｐａｃｋａｇｉｎｇ、ＵＳＡ）で閉じて、粘着テープでシールした。移植後、卵を再び、４０％加湿インキュベータ内に、３７℃にて１４日目まで置いた。１４日目に、生体材料を回収して、卵を犠牲にした。血管新生を、足場回収の直前に光学顕微鏡写真を撮ることによって定量化し、その後、回収した材料の組織学的画像を用いて、４人の評価者によって盲目的にスコア化した。移植されて生存した卵の数を、各ＣＡＭアッセイ図のキャプション中に記載している。

全層切除ラット創傷モデル
ｉｎ ｖｉｖｏ実験のために、ヒドロゲルの直径２０ｍｍおよび厚さ１．２ｍｍの円を準備した。このサンプルを、エタノール（７０％）溶液を用いて滅菌して、風乾させて、ＰＢＳ中で短時間平衡化させてから、創傷上に配置した。動物試験用に、体重１４０〜１７０ｇの雄Ｓｐｒａｇｕｅ−Ｄａｗｌｅｙ（ＳＤ）ラットを研究に用いた。動物は、食物および水を自由に摂取できるように、Ｍｏｌｅｃｕｌａｒ Ｂｉｏｌｏｇｙ （ＣＥＭＢ）、Ｌａｈｏｒｅ内のＣｅｎｔｒｅ ｏｆ Ｅｘｃｅｌｌｅｎｃｅの動物ハウス施設内で飼育した。全ての動物を、ＣＥＭＢ、Ｌａｈｏｒｅ、ＰａｋｉｓｔａｎのＩｎｓｔｉｔｕｔｉｏｎａｌ Ａｎｉｍａｌ Ｅｔｈｉｃｓ Ｃｏｍｍｉｔｔｅｅによって承認された手順に従って処置した。動物を、ケタミン（１００ｍｇ／体重ｋｇ）およびキシラジン（１０ｍｇ／体重ｋｇ）で麻酔してから、背側の毛をヘアトリマー（Ｄｉｎｇｌｉｎｇ ｐｒｏｆｅｓｓｉｏｎａｌ ｈａｉｒ ｃｌｉｐｐｅｒ、ＲＦ−６０８、Ｃｈｉｎａ）で除去した。粘着テープ固定と包帯用に、ラットの背中を完全に剃毛した。剃毛後、背中をエタノールできれいにし、その後、清潔な滅菌テーブルに移して、手術用ハサミ（Ｎｏｏｒａｎｉ Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｓｕｐｐｌｉｅｓ、Ｐａｋｉｓｔａｎ）で、マークした３つの領域の皮膚を除去することによって、３つの円形の創傷を生じさせた。切除プロセスの直後に、これらの創傷の一方を、滅菌した２−デオキシ−Ｄ−リボース担持（７０％エタノールを使用）膜円で覆い、他方を同じ材料膜で覆ったが、２−デオキシ−Ｄ−リボースは全く含まなかった。移植した膜を双方とも、滅菌編み絹糸（Ｍｅｒｓｉｌｋ、直径２２０ミクロン）を用いて所定の場所に縫合した。足場を、絆創膏（Ｍｅｐｏｒｅ、Ｓｗｅｄｅｎ）で覆って、さらに綿ガーゼで覆って、最後に、白色の手術用粘着テープ（日東電工株式会社、日本）で固定して、自己グルーミングによる破損を防いだ。これらの創傷の１つを開いたままにして、包帯（Ｍｅｐｏｒｅ、Ｓｗｅｄｅｎ）のみで覆って陰性対照として機能させた。

膜移植の３日後に、外科用包帯を取り除いた。創傷後０、３、９、１１、１４および１７日目に、創傷を測定し、そして写真を撮った。Ｉｍａｇｅ ｊソフトウェアを用いて、創傷面積を定量化した。実験の終わりまでに、１７日目にラットを過剰用量の麻酔で安楽死させて、正常、偽、対照、および２−デオキシ−Ｄ−リボース担持足場処置群の移植部位から組織切片を取り出した。サンプルを、３．７％パラホルムアルデヒド（Ｓｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ、ＵＳＡ）溶液中で室温にて２４時間固定した。７０％から１００％の種々の濃度のエタノールおよび水を用いて脱水して、パラフィンブロックを作製した。

組織学
パラフィン包埋サンプルからミクロトーム（Ｌｅｉｃａ ＴＰ １０２０ Ａｕｔｏｍａｔｉｃ Ｔｉｓｓｕｅ Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）で厚さ６μｍの切片をカットして、Ｓｕｐｅｒｆｒｏｓｔ（登録商標）ｐｌｕｓスライド（Ｍｅｎｚｅｌ−Ｇｌａｓｅｒ、Ｄｅｎｍａｒｋ）上に配置した。従来のヘマトキシリンおよびエオシン（Ｈ＆Ｅ）染色およびＧｏｕｌｄｎｅｒのトリクローム染色を実行してから（Ｙａｒ ｅｔ ａｌ．， Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｐｏｌｙｍｅｒｉｃ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ ａｎｄ Ｐｏｌｙｍｅｒｉｃ Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ． ２０１６）、ＤＰＸマウンティングメディア（Ｆｉｓｈｅｒ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ）中にカバースリップと共にマウントした。

免疫組織化学用に、６μｍの切片を、マウス／ウサギ特異的ＨＲＰ／ＤＡＢ（ＡＢＣ）検出ＩＨＣキット（Ａｂｃａｍ）で処理した。再水和、抗原回復、およびタンパク質ブロッキングの工程の後、切片を、３つの異なるモノクローナル抗体（ウサギ抗ＣＤ３４（Ａｂｃａｍ）１：１０００、マウス抗ＣＤ８０（Ｓａｎｔａ Ｃｒｕｚ）１：１００、およびマウス抗ＣＤ１６３（ＡｂＤ Ｓｅｒｏｔｅｃ ）１：３００）（１％ＢＳＡ（Ｓｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ）中に希釈）と２時間インキュベートした。これに続いて、二次ビオチン化ヤギ抗多価抗体（Ａｂｃａｍ Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ＩＨＣ Ｋｉｔ）と１０分間インキュベートした。アビジンおよびビオチン化西洋ワサビペルオキシダーゼとのインキュベーションの後、ペルオキシダーゼ基質およびＤＡＢクロモゲン（Ａｂｃａｍ Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ＩＨＣ Ｋｉｔ）中でのインキュベーションによって、標的タンパク質を可視化した。次に、サンプルを、Ｈ＆Ｅプロトコルに従って、ヘマトキシリンで対比染色して、脱水させて、マウントした。対照は、一次抗体および二次抗体なしでインキュベートしたサンプル、または二次抗体のみとインキュベートしたサンプルからなった。免疫染色の程度の半定量的評価を、定性的等級スコアを用いて、盲検観察者ベースで実行した；不在＝０、軽く存在＝１、大きく存在＝２、豊富＝３、大いに豊富＝４。各時点での各サンプル由来の５つの代表的な画像を、２人の盲検調査者が評価した（ｎ＝１０）。０、１、２、３、および４を示す例示的な写真を参照用に提供して、これらのスコア由来の中央値を用いた。免疫染色の盲検スコアリング由来の値を用いて、それぞれについてＭ１／Ｍ２比も算出した。

細菌による糖の発酵。
この調査において研究したＬおよびＤデオキシ糖を代謝する細菌の能力を評価するために、糖を発酵して酸を生成する能力を判定した。

細菌
５つの細菌株を本研究に採用した；黄色ブドウ球菌（Ｓｔａｐｈｙｌｏｃｏｃｃｕｓ ａｕｒｅｕｓ）の４株、および緑膿菌（Ｐｓｅｕｄｏｍｏｎａｓ ａｅｒｕｇｉｎｏｓａ）の１株。黄色ブドウ球菌（Ｓ．ａｕｒｅｕｓ）株はＳ２３５であった−以前このラボから報告した細菌感染皮膚モデルの開発に用いた最近の臨床分離株である（Ｓｈｅｐｈｅｒｄ Ｊ ｅｔ ａｌ．， Ｔｉｓｓｕｅ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ Ｐａｒｔ Ｃ： Ｍｅｔｈｏｄｓ． ２００９）。ＮＣＴＣ ６５７１（Ｏｘｆｏｒｄ）−抗生物質感受性試験用の参照株として一般的に用いられる参照株である。ニューマン株−臨床株由来であるが、表面フィブロネクチン結合タンパク質に欠陥がある。Ｌ−９８７９−別の臨床分離株であるが、親水性である。

増殖、および糖の発酵
細菌を、Ｂｒａｉｎ Ｈｅａｒｔ Ｉｎｆｕｓｉｏｎブロス内で３７℃にて１６時間増殖させた。フェノールレッド（０．０２％ｗ／ｖ；Ｓｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ ＵＫ）および適切な糖（１％最終濃度）を補充したトリプトンソイブロス（１％ｗ／ｖ）のアリコート（１００ｍｌ）を、滅菌９６ウェルプレートに加えた。次に、各細菌株の一晩ブロス培養液５ｌをウェルに加えて、３７℃にて１６時間インキュベートした。各糖を発酵する各株の能力を、酸の生成およびフェノールレッドｐＨ指示薬の変化によって判断した。

統計
免疫染色についての群間差異を、ノンパラメトリッククラスカル・ワリス検定で検定して、個々の群間の多重比較を、ダン検定を用いて検定した。

結果
電界紡糸ＰＬＣ膜中へのＤ−デオキシ糖の組込み
２−デオキシ−Ｄ−リボースを電界紡糸ナノファイバ中にカプセル化して、ＤＣＭ中ＤＭＦを電界紡糸用の溶媒として用いた。電界紡糸により、糖を担持した柔らかい繊維状材料のシートを製造した（図１）。糖を含まないＰＣＬ繊維の平均直径は、２２４ｎｍ±８２ｎｍであったが、２−デオキシ−Ｄ−リボースを担持した繊維の平均直径は、３２３ｎｍ±２５ｎｍに有意に増大した（４０本のランダムな繊維の平均直径）（ｐ≦０．０５）。しかしながら、両タイプの繊維は、相互関係のある孔と共にランダムに配向されており、その表面は滑らかであり、いかなるビーズもなかった。糖担持後、膜の色は明るい青色となった。

キトサン／ＰＶＡヒドロゲル中へのＤ糖の組込み
オルトギ酸トリエチル（ＴＥＯＦ）を用いてＣＳとＰＶＡを架橋する方法は、２０１５年に本発明者らのグループが以前に報告した（Ｙａｒ ｅｔ ａｌ．， Ｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｓｃｉｅｎｃｅ ａｎｄ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ： Ｃ． ２０１５； Ｓｈａｈｚａｄｉ ｅｔ ａｌ．， Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ． ２０１６）。本研究では、本発明者らは、２−デオキシ−Ｄ−リボースを、物理的吸着によって、１６％ＴＥＯＦで架橋したＣＳ／ＰＶＡヒドロゲル上に担持させた。本研究では、２−デオキシ−Ｄ−リボースを担持した非架橋ヒドロゲルを対照として用いた。ＳＥＭ顕微鏡写真は、架橋と糖担持の双方が、このヒドロゲルの孔径と形態に影響を与えるようであることを示した（図２）。架橋前に、ヒドロゲルは、相互連結した孔ではなく層状構造を有した。平均孔径は、１０３μｍ±５２μｍであった。架橋後、孔径は有意に縮小した（ｐ≦０．０５）。架橋の不在化で糖を加えると、層状構造が、歪んだ孔に変化した。架橋と糖の双方の導入により、平均孔径は６８μｍ±３１μｍに有意に縮小した（ｐ≦０．０５）。これらの相互連結した新しい孔は、より均一な形態を有しており、孔は、ヒドロゲルマトリックスの全体に十分に分布していた。

オルトギ酸トリエチル架橋キトサン／コラーゲンヒドロゲル中へのＤ−デオキシリボースの組込み
キトサンおよびコラーゲンを、オルトギ酸トリエチルを用いて架橋させ、その後、糖水溶液（１ｍｇ／ｍｌ）中に浸して２−デオキシ−Ｄ−リボースを担持させた。生理食塩水中に沈める前のヒドロゲルの平均厚さは、１．１１ｍｍであり、浸水２４時間後は１．３７ｍｍに増大した。値は、３つの独立した実験の平均である。

最終的に材料は、皮膚に当てるために外科医に引き渡されることとなるため、膜の物理的安定性を評価することが重要である。膜の表面は滑らかであり、かついかなる亀裂もなかった。以下の図３は、この膜の物理的外観、ならびに、創傷部位に当てる場合に外科手術中に有利となろう強度、伸縮性、および折畳み能力の全ての重要なパラメータを示す。さらに、当該膜は、メスまたはハサミで所望の形状に容易にカットされ得る。

膜は強く、優れた柔軟性、伸縮性、および取扱い特性を示した。

様々な糖が、細胞の浸潤と増殖に重要な役割を果たすヒドロゲルの構造および形態にどのように影響するかを調査するために、これらの糖担持ヒドロゲルの微視的構造を、ＳＥＭによって調査した（図４）。７５．０７±３４．４８μｍの平均孔径のシート様構造が、対照ヒドロゲルの場合に観察された（図４ａ）。ＤおよびＬ−デオキシリボースの平均孔径は、それぞれ１００．０４±２４．０１μｍおよび９３．３３±２３．４９μｍであった（図４ｂ、図４ｃ）。Ｌ−デオキシラムノースの場合（図４ｅ）、孔構造は、無傷、均一、かつ等方性であり、平均孔径は１１０．８９±２０．５６μｍであり、Ｄ異性体と有意差はなかった（平均孔径１０２．４５±２３．０５μｍ）。ＤおよびＬ−フコースは、それぞれ７２．１８±１６．９２μｍおよび８７．４３±１４．１１μｍの平均断面孔径を示した。ゆえに、ＳＥＭ顕微鏡写真は、全ての糖担持ヒドロゲルが、同様に高度に多孔質の構造を有することを示した。

特性評価
ＦＴＩＲ
ＦＴＩＲ分光法を用いて、糖とＰＣＬのマイクロ繊維との相互作用を調べた。図５Ａは、紡糸前に糖をポリマーに加えた場合に、約３４００ｃｍ^−１にて見られるＤリボースの主要なピークがＰＣＬ繊維において検出されたことを示す。ＰＣＬのカルボニルエステルに対応する１７２０ｃｍ^−１にて主要な吸収バンドが観察された。Ｄ糖とＰＣＬの双方におけるアルキル基のピークは、２７００〜２９００ｃｍ^−１に吸収ピークを示した。Ｄ−糖担持ＰＣＬ繊維のスペクトルはまた、糖が電界紡糸混合物中に均一に分布したことも示している。

架橋剤を含まない（図５ｄ）、そして架橋剤を含む（図５ｅ）ＣＳ／ＰＶＡヒドロゲルには、キトサンおよびＰＶＡの特徴的なピークが含まれている（図５Ｂ）。２９００ｃｍ^−１付近のピークは、Ｃ−Ｈ伸縮振動に割り当てられた（Ｉｓｌａｍ ｅｔ ａｌ．， Ｃａｒｂｏｈｙｄｒａｔｅ Ｐｏｌｙｍｅｒｓ． ２０１２）。１５３０ｃｍ^−１のピークは、ＰＶＡのＯ−Ｈ曲げ振動に割り当てられた（Ｌｉ ｅｔ ａｌ．， Ｐｏｌｙｍｅｒ． ２０００）。１４００ｃｍ^−１付近に現れたバンドは、Ｃ−Ｈ曲げ振動によるものであった。１０９９ｃｍ^−１のピークは、Ｃ−Ｏ−Ｃ伸縮振動によるものであった。しかしながら、架橋ヒドロゲルスペクトルでは、Ｏ−ＨおよびＮ−Ｈ伸縮もまた、３４００〜３２００ｃｍ^−１にて（Ｌｉ ｅｔ ａｌ．， Ｐｏｌｙｍｅｒ． ２０００； Ｔｅｌｉ ｅｔ ａｌ．， Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ． ２０１２）、幅広いピークとして現れたが、このハンプの強度は有意に低下した。これは、新しい−Ｃ＝Ｎ結合を形成する際にＣＳの−ＮＨ_２が利用されているためである可能性がある。イミン結合の新しいピークは、１６３０ｃｍ^−１にて現れた（Ｙａｒ ｅｔ ａｌ．， Ｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｓｃｉｅｎｃｅ ａｎｄ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ： Ｃ． ２０１５； Ｌｉ ｅｔ ａｌ．， Ｐｏｌｙｍｅｒ． ２０００； Ｒｏｋｈａｄｅ ｅｔ ａｌ．， Ｃａｒｂｏｈｙｄｒａｔｅ Ｐｏｌｙｍｅｒｓ． ２００７）。

図５Ｃは、様々な糖を担持した架橋ＣＳ／コラーゲンスペクトルを示す。スペクトルは、ＣＳおよびコラーゲンの全ての特徴的なピークを示している。３２００〜３５００ｃｍ^−１の広い吸収バンドは、主にＯ−Ｈ／Ｎ−Ｈ伸縮振動によるものであった。バンドの広さは、分子間水素結合によるものであった。Ｃ−Ｈ伸縮振動のため、２６００〜２８００ｃｍ^−１のピークが現れた。アミドＩのピークが、１６５０ｃｍ^−１に現れた。エーテル結合のＣ−Ｏ−ＣおよびＣ−Ｏの伸縮振動もまた、１１４７ｃｍ^−１および１０５３ｃｍ^−１にシフトした。糖担持は、おそらく、ポリマーマトリックス中の糖の濃度が非常に低いため、ヒドロゲルのＦＴＩＲピークに影響しなかった。

絨毛膜尿膜（ＣＡＭ）アッセイを用いた、デオキシ糖担持生体材料に対する血管新生促進応答の評価
Ｄ−デオキシリボースを担持した電界紡糸繊維およびヒドロゲル
ＣＡＭアッセイを用いて、合成された材料の血管新生の潜在性を調査した。２−デオキシ−Ｄ−リボース担持繊維の場合、材料の下に広範な新しい血管の成長が観察された（図６Ａ（ｂ）を参照）。これにより、２−デオキシ−Ｄ−リボース担持材料の化学誘引および血管新生の潜在性が確認される。

Ｄ−デオキシ糖の水溶液中に浸漬することによって、２−デオキシ−Ｄ−リボースを、キトサン／ＰＶＡオルトギ酸トリエチル架橋ヒドロゲル中に担持させた。凍結乾燥機内で乾燥させた後に、８日目にヒドロゲルを受精卵中に移植して、１４日目に卵を犠牲にした。２−デオキシ−Ｄ−リボース担持足場は、対照材料と比較して、より多くの新しい血管を観察することによって判断して、血管新生を促進することが観察された（図６Ａ）。

ＤおよびＬ糖（３つの糖、６つの異性体）を担持したキトサン／コラーゲン架橋ヒドロゲル
一般的に、血管の急速な成長および浸潤の一助となる生体材料は、血管新生の遅延および炎症の継続を示す生体材料よりも優れた生体適合性を示すと考えられている（Ｗｏｌｆ ｅｔ ａｌ．， Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ． ２０１４）。その結果、これは、組織の生存を確実にするために組織工学的材料にとって絶対に不可欠な特性である。

３つのデオキシ糖（リボース、フコース、およびラムノース）のＤおよびＬ異性体を、多孔質凍結ゲル化オルトギ酸トリエチル（４％）共有結合架橋キトサン／コラーゲン（１：１）ヒドロゲル上に担持させた。ヒドロゲルを糖の水溶液（１ｍｇ／ｍｌ）中に浸して、さらに凍結乾燥させて、多孔質膜を生成した。電界紡糸足場に関して、８日目にヒドロゲルを受精卵中に移植して、１４日目の後に卵を犠牲にして、血管新生に及ぼす糖の影響を調査した。

図７からわかるように、Ｌ異性体の３つ全てが、血管新生を刺激したが、Ｄ異性体については、デオキシリボースのＤ異性体のみが、血管新生が強く、デオキシフコースのＤ異性体に対する応答は有意でなく、そしてデオキシラムノースのＤ異性体に対する応答はほんの僅かであった。

ラット皮膚創傷モデルを用いた、Ｄ−デオキシリボース担持ヒドロゲルに対する創傷治癒応答の評価
ラットにおける創傷治癒を、２−デオキシ−Ｄ−リボース−担持ヒドロゲルを当てることによって促進した。２０ｍｍの領域をマークしてから、外科用ハサミを用いて麻酔下で切除を実行することによって、全層創傷を生じさせた。それぞれの材料を創傷に当てて、適所で縫合して、最初にＭｅｐｏｒｅ（Ｓｗｅｄｅｎ）絆創膏で、そして最後に綿包帯で覆った。全てのラットに、創傷の３日後に除去したのと同じ包帯を着けた。特定の時点にて各創傷をデジタル写真撮影して、Ｉｍａｇｅ Ｊソフトウェアを用いてさらに定量化した。創傷の代表的な巨視的写真を図８に示す。創傷後３、９、１１、１４、および１７日目の対照ヒドロゲル（架橋ＣＳ／コラーゲン足場）および２−デオキシ−Ｄ−リボース−担持ヒドロゲルを示す。

３日目に、２−デオキシ−Ｄ−リボース担持足場は、他の試験材料と比較して、周囲組織に非常にしっかりと付着しており（図８）、手で伸ばすと、創傷の良好な機械的強度が示された。９日目までに、Ｄ−デオキシリボースで処置された創傷は、創傷面積の約５０％であった（図９）。１１日目と１４日目に、創傷面積がさらに減少し、そして１７日目までにＤ−デオキシリボースで処置した創傷について、創傷は、対照の創傷およびヒドロゲルのみで処置した創傷とは対照的に、完全に閉鎖された。

切除した創傷組織の組織学的および免疫組織化学的分析
全ての群由来のサンプルを１７日目に収穫して、パラホルムアルデヒド中で一晩固定した。脱水後、サンプルをパラフィンで包埋してブロックを作製し、これを６μｍにて切片化した。次に、スライドを、Ｈ＆Ｅ、Ｇｏｕｌｄｎｅｒのトリクローム、およびＤＡＢペルオキシダーゼキット（３つの抗原（前駆内皮細胞についてＣＤ３４、Ｍ１マクロファージについてＣＤ８０、そしてＭ２マクロファージについてＣＤ１６３）の検出を調べる）で染色した。最後に、スライドをＤＰＸ封入剤およびガラス製カバースリップで覆ってから、光学顕微鏡で撮像した。偽（いかなる処置もしない創傷）群、対照（キトサンおよびコラーゲン足場で処置した創傷）群、およびＤ−デキソリボース（２−デオキシ−Ｄ−リボースを担持した足場で処置した創傷）群を、非処置ラット由来の正常な皮膚と比較した。

１７日目に、２−デオキシ−Ｄ−リボースで処置した群における創傷治癒は、本質的に完了しており、外植組織の構造は、ヘマトキシリンおよびエオシン（Ｈ＆Ｅ）染色によって示されるように、正常な皮膚と類似していた（図１０）。Ｇｏｌｄｒｅｎのトリクロームは、コラーゲンを青／緑色に染色する一方、筋肉、上皮、毛包、および血管は、赤色に染色されている。正常な群について示されているように、皮膚の下で染色された筋肉層は別として、残りは、上皮および毛包が既に形成されたＤ−デオキシリボース処置群と非常に類似しているように見える。対照的に、偽群および対照群は、１７日目までに、組織化されていない肉芽創傷組織をなお示した（図１０）。

Ｍ１応答マーカーを発現するマクロファージは、移植片拒絶、および慢性炎症応答の活性化に関連する一方、Ｍ２応答マーカーは、マクロファージによって、建設的リモデリングに関連する炎症応答を伴って発現される（Ｂａｄｙｌａｋ ｅｔ ａｌ．， Ｔｉｓｓｕｅ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ Ｐａｒｔ Ａ． ２００８）。

予想どおり、正常な非創傷群について、Ｍ１マクロファージまたはＭ２マクロファージは染色されなかった（図１１）。創傷後または動物中への材料の移植後に予想されるように、いくつかのＭ１マクロファージおよびＭ２マクロファージが、他の群において見られた。図１２に示す表は、ラボの研究スタッフが盲検化されて得られたマクロファージの存在の程度の評価を示している。Ｍ２の、Ｍ１に対する存在比は、創傷動物、および非担持キトサンで処置した動物について、約１であった。２−デオキシ−Ｄ−リボースを担持したキトサンで処置した群について、存在比は僅かに大きかった（統計的に有意ではない）（図１１）。

ＬおよびＤ−デオキシ糖を代謝する細菌の能力
調査中の６つの糖を、細菌代謝用の基質としての作用に関して、グルコースと比較した。黄色ブドウ球菌（Ｓ．ａｕｒｅｕｓ）の４株および緑膿菌（Ｐｓｅｕｄｏｍｏｎａｓ ａｅｒｕｇｉｎｏｓａ）の１株を、創傷感染における一般的な病原体の代表として調査した。黄色ブドウ球菌（Ｓ． ａｕｒｅｕｓ）の全４株の結果は、全てが発酵用の基質としてグルコースを用いることができるという点で同じであったが、これらの株はいずれも、調査中の３つのデオキシ糖のＬまたはＤ異性体を用いることができなかった。しかしながら、緑膿菌（Ｐ．ａｅｒｕｇｉｎｏｓａ）は、デオキシフコースおよびデオキシラムノースのＬ異性体を除く全ての糖を発酵させることができた。

細菌の基質として作用するこれらの糖の能力を調査する理由は、火傷または慢性創傷に用いられるべき生体材料を調製するならば、細菌によって容易に代謝され得ない材料を用いることが好ましいからである。

結論
本研究は、電界紡糸ＰＣＬ繊維またはキトサンベースのヒドロゲルのいずれかで送達された場合の、２−デオキシ−Ｄ−リボースの血管新生促進能力を実証した。これは、試験した２−デオキシ糖の３つ全てのＬ異性体が血管新生性であったものの、デオキシフコースまたはデオキシラムノースのＤ異性体によって共有されなかった。２−デオキシ−Ｄ−リボースは、緑膿菌（Ｐｓｅｕｄｏｍｏｎａｓ ａｅｒｕｇｉｎｏｓａ）によって代謝され得たものの、黄色ブドウ球菌（Ｓｔａｐｈｙｌｏｃｏｃｃｕｓ ａｕｒｅｕｓ）の４株によって代謝され得なかった。キトサン／コラーゲンヒドロゲルへのＤ−デオキシ−リボースの添加は、ラット内の全層創傷における創傷治癒および毛包の回復を促進した。

[実験セクション２]
Ｅｘ−ｏｖｏ ＣＡＭアッセイ
卵のインキュベーション
全てのＣＡＭ実験を、英国内務省のガイドラインに従って実行した。ｅｘ−ｏｖｏ ＣＡＭアッセイの概略図を図１３に示す。ニワトリ（Ｇａｌｌｕｓ ｄｏｍｅｓｔｉｃｕｓ）受精卵を、Ｈｅｎｒｙ Ｓｔｅｗａｒｔ ＆ Ｃｏ．（ＭｅｄＥｇｇｓ、Ｎｏｒｗｉｃｈ、ＵＫ）から購入した。ハンドペーパータオルを用いて、２０％の工業用メチル化スピリット（ＩＭＳ）溶液で卵を注意深く拭いて、殻から汚れおよび羽毛を取り除いた。次に、卵を、加湿孵卵器（ＲＣＯＭ Ｋｉｎｇ ＳＵＲＯ、Ｐ＆Ｔ Ｐｏｕｌｔｒｙ、Ｐｏｗｙｓ、Ｗａｌｅｓ）内に水平に配置して、胚発生日（ＥＤＤ）３日目まで３７．５℃にてインキュベートした。

ペトリ皿中への胚の移動
ＥＤＤ３に、卵の上面をフェルトペンでマークした。卵を水平に（マークした表面を上にして）保持して、１０００ｍｌのガラスビーカーの端で割って、ペトリ皿の底面近くに維持した。次に、胚を滅菌ペトリ皿中に静かに移して、３８℃の加湿インキュベータ（Ｂｉｎｄｅｒ、Ｔｕｔｔｌｉｎｇｅｎ、Ｇｅｒｍａｎｙ）内に保管した。

ＣＡＭ上への物質の付与
プラスチックリング（直径約６．５ ｍｍ）を、物質用のリザーバ、および移植領域用のマーカーとして用いて、ＣＡＭ上に配置して、２０μｌ容量の物質をＣＡＭ上に１日２回付与して、ＥＤＤ７からＥＤＤ１１の間に４０μｌの総容量を与えた。ＥＤＤ１１にデジタル顕微鏡を用いてリングの画像を得、その後、２０％レンズマメアグルチニン（ｌｅｎｓ ｃｕｌｉｎａｒｉｓ ａｇｇｌｕｔｉｎｉｎ）（ＬＣＡ）（Ｖｅｃｔｏｒ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ、Ｐｅｔｅｒｂｏｒｏｕｇｈ、ＵＫ）を、解剖顕微鏡（Ｗｉｌｄ Ｈｅｅｒｂｒｕｇｇ、Ｈｅｅｒｂｒｕｇｇ、Ｓｗｉｔｚｅｒｌａｎｄ）下で３０Ｇ針を用いて循環系中に注射して、血管内内皮細胞を標識した。その後、ＣＡＭを取り出して、３．７％ホルムアルデヒド溶液中で固定した。胚を、ＥＤＤ１１の終わりに犠牲にした。次に、固定ＣＡＭサンプルを共焦点顕微鏡（Ｚｅｉｓｓ ＬＳＭ ５１０ Ｍｅｔａ、Ｊｅｎａ、Ｇｅｒｍａｎｙ）下で撮像して、ＣＡＭの微小血管構造に及ぼす物質の影響を調査した。

血管新生の定量化
識別可能な全ての血管を含むように画像を分割してから［Ｃ． Ｒｏｍａ−Ｒｏｄｒｉｇｕｅｓ， Ａ． Ｈｅｕｅｒ−Ｊｕｎｇｅｍａｎｎ， Ａ．Ｒ． Ｆｅｒｎａｎｄｅｓ， Ａ．Ｇ． Ｋａｎａｒａｓ， Ｐ． Ｖ． Ｂａｐｔｉｓｔａ， Ｐｅｐｔｉｄｅ−ｃｏａｔｅｄ ｇｏｌｄ ｎａｎｏｐａｒｔｉｃｌｅｓ ｆｏｒ ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ ａｎｇｉｏｇｅｎｅｓｉｓ ｉｎ ｖｉｖｏ， ＩｎｔＪ Ｎａｎｏｍｅｄｉｃｉｎｅ． １１ （２０１６） ２６３３−２６３９． ｄｏｉ：１０．２１４７／ＩＪＮ．Ｓ１０８６６１］、複数の画像加工処理工程を介して分岐点をカウントし、かつ平均血管長を算出することによって［Ｄ． Ｒｉｂａｔｔｉ， Ｂ． Ｎｉｃｏ， Ａ． Ｖａｃｃａ， Ｍ． Ｐｒｅｓｔａ， Ｔｈｅ ｇｅｌａｔｉｎ ｓｐｏｎｇｅ−ｃｈｏｒｉｏａｌｌａｎｔｏｉｃ ｍｅｍｂｒａｎｅ ａｓｓａｙ， Ｎａｔ Ｐｒｏｔｏｃ． １ （２００６） ８５−９１． ｄｏｉ：１０．１０３８／ｎｐｒｏｔ．２００６．１３， Ｐ． Ｂｒｏｏｋｓ， Ａ．Ｐ． Ｍｏｎｔｇｏｍｅｒｙ， Ｄ． Ｃｈｅｒｅｓｈ， Ｕｓｅ ｏｆ ｔｈｅ １０−Ｄａｙ−Ｏｌｄ Ｃｈｉｃｋ Ｅｍｂｒｙｏ Ｍｏｄｅｌ ｆｏｒ Ｓｔｕｄｙｉｎｇ Ａｎｇｉｏｇｅｎｅｓｉｓ， Ｉｎｔｅｇｒｉｎ Ｐｒｏｔｏｃ． １２９ （１９９９） ２５７−２６９． ｄｏｉ：１０．１３８５／１−５９２５９−２４９−Ｘ：２５７］、血管を定量化した。最初に、リングの内部領域を切り取って、Ａｄｏｂｅ Ｐｈｏｔｏｓｈｏｐ ＣＳ６（ＡＤＯＢＥ Ｓｙｓｔｅｍｓ Ｉｎｃ．、Ｓａｎ Ｊｏｓｅ、Ｃａｌｉｆｏｒｎｉａ、ＵＳＡ）を用いて、赤、緑、および青色のチャンネルを分割した。次に、緑色のチャンネルを、ＩｍａｇｅＪ（Ｗａｙｎｅ Ｒａｓｂａｎｄ、米国国立衛生研究所）にインポートして、アンシャープマスクフィルタリング、ローカルコントラストの強調、ノイズ除去、およびセグメンテーションを含む更なる分析を行った。最後に、定量化ソフトウェア（ＡｎｇｉｏＴｏｏｌ、米国国立癌研究所）を用いて、分岐点の数を定量化して（図１４Ａ）、バイナリ画像ヒストグラムを用いて、ＩｍａｇｅＪ（Ｗａｙｎｅ Ｒａｓｂａｎｄ、米国国立衛生研究所）内の既知のピクセル／ｍｍ比により平均血管長を算出した。

図１４Ｂに示すように、ローダミン標識レクチン注射ＣＡＭサンプルの共焦点画像を用いて、ＣＡＭの微小血管系の血管面積パーセンテージ（ＶＡ％）を定量化した。これを行うために、画像を、ＩｍａｇｅＪ（Ｗａｙｎｅ Ｒａｓｂａｎｄ、米国国立衛生研究所）にインポートして、フィルタリングプロセスおよび平滑化プロセスの後にバイナリ画像に変換してから、定量化した。画像内の黒色および白色の面積のヒストグラムリストを用いて、ＶＡ％を算出した。

足場に担持させる前の、ＣＡＭ上でのＥ２および２ｄＤＲの最適濃度の判定
特に記載がない限り、全ての化学物質をＳｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈから購入した。組換えＶＥＧＦ１６５ストック溶液を、２ｎｇ／μｌ（ＶＥＧＦ−８０ｎｇ）の濃度に希釈した。Ｅ２をメタノール中に溶解させてから、ワーキングソルーションをリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ）で調製して、（ａ）１００ｎｇ／日（Ｅ２−１００ｎｇ）、（ｂ）２００ｎｇ／日（Ｅ２−２００ｎｇ）、および（ｂ）６００ｎｇ／日（Ｅ２−６００ｎｇ）の濃度にした。ＰＢＳ中に溶解させることによって、最終濃度が（ａ）２０μｇ／日（２ｄＤＲ−２０）、（ｂ）２００μｇ／日（２ｄＤＲ−２００）、および（ｃ）１０００μｇ／日（２ｄＤＲ−１０００）になるように、２ｄＤＲ溶液を調製した。リンゴ酸スニチニブ（スニチニブ）をＤＭＳＯ中に溶解させて、ＰＢＳで希釈して、５０ｎｇ／μｌの最終濃度にした。全ての物質のワーキングソルーションを、ＥＤＤ７の直前に調製した。様々な物質濃度の血管新生効率を、物質をＣＡＭに直接付与（２用量／日／胚）することによって評価した。分岐点の数を定量化し、かつ平均血管長を算出することによって、血管新生活性を判定した。

ＣＡＭ上のＥ２放出足場および２ｄＤＲ放出足場の血管新生の潜在性の比較
Ｅ２および２ｄＤＲを担持したＰＨＢＶ足場の電界紡糸
溶液の調製

１０％（ｗ／ｗ）のＰＨＢＶ担持溶液を調製してから、電界紡糸を行った。１ｇのＰＨＢＶ顆粒（Ｇｏｏｄｆｅｌｌｏｗ、Ｌｏｎｄｏｎ、ＵＫ）を、ドラフト内で１ｇのメタノール（Ｆｉｓｈｅｒ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ、Ｍａｓｓａｃｈｕｓｅｔｔｓ、ＵＳＡ）および８ｇのＤＣＭ（Ｆｉｓｈｅｒ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ、Ｍａｓｓａｃｈｕｓｅｔｔｓ、ＵＳＡ）中に溶解させた。４つの１０％ＰＨＢＶ溶液を調製してから、物質を加えた。最後に、１ｇのＰＨＢＶあたり２５ｍｇのＥ２、５０ｍｇのＥ２、２５０ｍｇの２ｄＤＲ、および５００ｍｇの２ｄＤＲを、各溶液に加えた。混合液を一晩磁気撹拌した。

電界紡糸
溶液（約１０ｍｌ）を、内径０．６ｍｍのシリンジチップを取り付けた１０ｍｌシリンジ中にロードした。次に、シリンジを、シリンジポンプ（ＧｅｎｉｅＴＭＰｌｕｓ、ＫｅｎｔＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃ、Ｃｏｎｎｅｃｔｉｃｕｔ、ＵＳＡ）内に入れた。アルミニウム箔をコレクタとして用いて、針先から１７ｃｍ離して配置した。ポンプを４０μｌ／分にセットして、コレクタおよびチップの双方に１７ｋＶの電圧を印加した。電界紡糸を、全てのポリマー溶液が使い切られるまで、室温にて行った。

走査電子顕微鏡（ＳＥＭ）
Ｅ２放出足場および２ｄＤＲ放出足場の表面形態を、ＳＥＭ（Ｐｈｉｌｉｐｓ／ＦＥＩ ＸＬ−２０ ＳＥＭ；Ｃａｍｂｒｉｄｇｅ、ＵＫ）下で観察した。サンプルを、金スパッタ（ＥｄｗａｒｄｓスパッタコーターＳ１５０Ｂ、Ｃｒａｗｌｅｙ、Ｅｎｇｌａｎｄ）を用いて金でコーティングしてから撮像した。ＩｍａｇｅＪを用いて繊維の直径および孔径を測定した。

足場からのＥ２および２ｄＤＲの放出
足場を、６ウェルプレート中にフィットするように断片に切り分けて、重量を量って、４ ｍｌのＰＢＳ中に沈めた。各群（２５ｍｇ Ｅ２、５０ｍｇ Ｅ２、２５０ｍｇ ２ｄＤＲ、５００ｍｇ ２ｄＤＲ）から放出されたＥ２および２ｄＤＲの濃度を、ＵＶ−ＶＩＳ分光光度計（Ｔｈｅｒｍｏ Ｆｉｓｃｈｅｒ Ｅｖｏｌｕｔｉｏｎ ２２０、Ｍａｓｓａｃｈｕｓｅｔｔｓ、ＵＳＡ）を用いて、２ｄＤＲについて２３８ｎｍにて、そしてＥ２について２２０ｎｍにて蛍光定量的に測定した。Ｅ２および２ｄＤＲの知られている濃度の標準曲線を用いて、吸光度値を濃度に変換した。

ＣＡＭ上へのＥ２放出足場および２ｄＤＲ放出足場の移植
足場を、レーザー切断機（Ｅｐｉｌｏｇ Ｌａｓｅｒ Ｃｕｔｔｅｒ、Ｃｌｅｖｅｄｏｎ、ＵＫ）を用いて直径５．５ｍｍの円にカットして、１時間ＵＶ光下で滅菌してから移植した。２つの円形の足場を、ＥＤＤ８にＣＡＭ上に配置した。足場の画像を、ＥＤＤ１２およびＥＤＤ１４に、デジタル顕微鏡を用いて得た。循環系中へのローダミン標識レクチンのマイクロインジェクションを実行して、ＣＡＭを取り出して、３．７％ホルムアルデヒド溶液中で固定した。次に、胚を、ＥＤＤ１４の終わりに犠牲にした。移植片に向かって収束した全ての血管をカウントすることによって、血管新生を定量化した。

ＣＡＭ上のＥ２放出足場および２ｄＤＲ放出足場の組織学的評価
ヘマトキシリンおよびエオシン（Ｈ＆Ｅ）染色を、標準的なプロトコル［４７］を修正することによって、細胞含浸足場に実行した。簡単に言えば、固定サンプルを、最適な切断温度のＯＣＴ内に包埋して、液体窒素中で３分間凍結した。クリオスタット（Ｌｅｉｃａ Ｂｉｏｓｙｓｔｅｍｓ Ｎｕｓｓｌｏｃｈ、Ｇｅｒｍａｎｙ）を−２０℃にて用いて、切片を厚さ８〜１０μｍにカットした。次に、切片を、ヘマトキシリンで９０秒間、そしてエオシンで５分間染色した。最後に、Ｈ＆Ｅ画像を、光学顕微鏡（Ｍｏｔｉｃ ＤＭ−Ｂ１、Ｘｉａｍｅｎ、Ｃｈｉｎａ）下で得た。足場に隣接する血管の総数を、Ｈ＆Ｅ切片内の血管をカウントすることによって定量化した［Ａ． Ｍｉｎａｊｅｖａ， Ｍ． Ｋａｓｅ， Ｍ． Ｓａｒｅｔｏｋ， Ａ． Ａｄａｍｓｏｎ−Ｒａｉｅｓｔｅ， Ｓ． Ｋａｓｅ， Ｋ． Ｎｉｉｎｅｐｕｕ， Ｍ Ｖａｒｄｊａ， Ｔ． Ａｓｓｅｒ， Ｊ． Ｊａａｌ， Ｉｍｐａｃｔ ｏｆ Ｂｌｏｏｄ Ｖｅｓｓｅｌ Ｑｕａｎｔｉｔｙ ａｎｄ Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｅｘｐｒｅｓｓｉｏｎ ｏｆ ＣＤ１３３ ａｎｄ ＩＣＡＭ−１ ｏｎ Ｓｕｒｖｉｖａｌ ｏｆ Ｇｌｉｏｂｌａｓｔｏｍａ Ｐａｔｉｅｎｔｓ， Ｎｅｕｒｏｓｃｉ Ｊ． ２０１７ （２０１７） ８ ｐａｇｅｓ］。簡単に言えば、足場に隣接する全ての識別可能な血管を、２人の独立した調査者が、２つの独立した顕微鏡を１０倍の倍率で用いて、各群について合計６つの異なるスライド、および各スライド由来の６つの異なる注目領域からカウントした。

Ｅ２放出足場および２ｄＤＲ放出足場の機械的特性の比較
足場から２０ｍｍ×１０ｍｍの断片をカットすることによって、生体力学的試験サンプルを調製した。装置のクランプを互いに１０ｍｍ離して配置して、各足場の幅および厚さを測定した。試験サンプルを、張力計（ＢＯＳＥ Ｅｌｅｃｔｒｏｆｏｒｃｅ Ｔｅｓｔ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ、Ｍｉｎｎｅｓｏｔａ、ＵＳＡ）内の２つのグリップでクランプ留めした。各サンプルに、サンプルが破損するまで、０．１ｍｍ／秒の速度にて引張試験を実行した（ｎ＝４）。これらの試験の生データを用いて、応力−歪みグラフおよび荷重−変位グラフを描いた。極限引張強度（ＵＴＳ）を、各サンプルの応力（σ）および応力（ε）曲線から算出した一方、剛性を、荷重（Ｆ）および変位（ΔＬ）曲線から算出した。

また、足場の濡れ性に及ぼすＥ２および２ｄＤＲの影響を確認するために、周囲ラボ条件下で、液滴形状アナライザ（ＫｒｕｓｓＤＳＡ１００、Ｇｅｒｍａｎｙ）を用いて、薬物放出電界紡糸足場の濡れ性試験を実施した。簡単に言うと、５μｌの液滴を足場表面上に落として、完全に吸収されるまでの足場上の液滴の保持時間を、記録した試験のムービーから算出した。サンプルの各タイプについて、３つの異なる基板上での最低３滴についての保持時間を測定した。

統計
統計分析を、対応のないスチューデントｔ検定を用いて実行した。Ｐ値＜０．０５を統計的に有意とみなし、有意性の程度を星の数で示した（^＊＊＊＊Ｐ≦０．０００１、^＊＊＊Ｐ≦０．００１、^＊＊Ｐ≦０．０１、^＊Ｐ≦０．０５、^ｎｓＰ≧０．０５）。

結果
ＣＡＭに対するＥ２および２ｄＤＲの血管新生活性の評価
ＣＡＭのマクロ画像の定量化により、Ｅ２−１００ｎｇ、Ｅ２−２００ｎｇ、およびＥ２−６００ｎｇの群について、分岐点の数がそれぞれ１．３倍、１．５倍、１．４倍増大し、そして全ての濃度について、平均血管長が、４日にわたって対照と比較して、１．２倍増大することが示された。同様に、２ｄＤＲ−２０μｇおよび２ｄＤＲ−２００μｇについて、分岐点の数がそれぞれ１．３倍および１．４倍増大した。双方の濃度について、対照足場と比較して、平均血管長が１．２倍増大した一方、２ｄＤＲ−１０００μｇ群について、有意差はなかった。分岐点および平均血管長の定量化を、それぞれ図１５Ａおよび図１５Ｂに示す。Ｅ２および２ｄＤＲの最も効果的な濃度でのＣＡＭのマクロ画像を、図１６に示す。

ＣＡＭサンプルの微小血管評価では、４日にわたって対照と比較して、Ｅ２および２ｄＤＲの付与群について、ＶＡ％が５５．３％±３％からそれぞれ７９．５％±５％および７１．７％±３％に増大することが示された（図１６）。ＶＥＧＦおよびスニチニブを、陽性対照および陰性対照として用いた（図１６）。

ＰＨＢＶ足場の微細構造に及ぼす、Ｅ２および２ｄＤＲを含めたことの影響
Ｅ２および２ｄＤＲ放出ＰＨＢＶ足場のＳＥＭ画像を、図１７に見ることができる。図１７の右下隅のグラフに示すように、繊維の直径は、ＰＨＢＶ対照群（０．６６±０．１６μｍ）と比較した場合、全ての群内に物質を加えることによって（２５ｍｇ Ｅ２（０．８３±０．１７μｍ）、５０ｍｇ Ｅ２（０．９８±０．３５μｍ）、２５０ｍｇ ２ｄＤＲ（０．８９±０．１９μｍ）、５００ｍｇ ２ｄＤＲ（１．２２±０．２８μｍ）をＰＨＢＶ足場に加えた）、有意に増大した。

３０日にわたるＰＨＢＶ足場からのＥ２および２ｄＤＲの放出
図１８に示すように、足場からのＥ２および２ｄＤＲの放出速度を、３０日にわたって評価した。７日目までに、足場からの２ｄＤＲ放出は、２５０ｍｇおよび５００ｍｇの２ｄＤＲ足場について、ポリマー溶液中に存在する２ｄＤＲのそれぞれ８１．３％および８６．５％であった（図１８Ａ）。対照的に、７日以内の足場からの総Ｅ２の放出は、２５ｍｇおよび５０ｍｇのＥ２足場用のポリマー溶液中に存在する初期Ｅ２のそれぞれ１．３％および１．６％を表した（図１８Ｂ）。

足場の機械的特性に及ぼすＥ２および２ｄＤＲの影響の比較
図１９Ａからわかるように、全ての物質を加えると、プレーンなＰＨＢＶ足場と比較した場合、ＰＨＢＶ足場のＵＴＳが有意に増大した。ＵＴＳの最も有意な増大は、２ｄＤＲ ２５０ｍｇ群について観察された。同様に、２ｄＤＲおよびＥ２を担持した足場の剛性は、担持していないＰＨＢＶ足場と比較して、有意に高かった。

図１９Ｂに示すように、２５０ｍｇ ２ｄＤＲ担持は、ＰＨＢＶ足場の剛性を最大限にまで増大させた。薬物放出足場の濡れ性を、液滴形状分析器を用いて算出される液滴保持時間により調査した。薬物放出足場上での水滴の保持時間を、図１９Ｃに示した。これは、２ｄＤＲを添加して足場の濡れ性がより高くなる一方、Ｅ２を加えて足場の濡れ性がより低くなることを示した。

ＣＡＭ上のＥ２放出足場および２ｄＤＲ放出足場の血管新生活性の評価
ＣＡＭ上のＥ２放出足場および２ｄＤＲ放出足場の評価により、図２０においてわかるように、プレーンなＰＨＢＶ足場と比較して、全ての群について、足場に向かって成長する識別可能な血管の数が少なくとも２倍になることが示された。２５ｍｇ Ｅ２担持足場および５０ｍｇ Ｅ２担持足場についての平均血管数は、対照群（平均血管数：２３．１（±１．２４））と比較した場合、それぞれ４９．５（±０．９２）（^＊＊＊＊Ｐ≦０．０００１）および３７．９（±１．０５）（^＊＊＊＊Ｐ≦０．０００１）であった一方、２５０ｍｇおよび５００ｍｇの２ｄＤＲ担持足場について、それぞれ４８．６（±１．０２）（^＊＊＊＊Ｐ≦０．０００１）および３７．１（±１．３７）（^＊＊＊＊Ｐ≦０．０００１）であった。担持された物質はいずれも、胚生存率に影響せず、各群について７５％を超えた。

ＣＡＭ上でのＥ２放出足場および２ｄＤＲ放出足場の組織学的分析
足場に隣接する血管の平均数は、対照群およびＣＡＭのみの群と比較した場合、Ｅ２放出足場および２ｄＤＲ放出足場の双方の全ての濃度に応じて、有意に増大した（図２１および図２２参照）。

血管新生促進剤を担持したか担持していないかに拘らず、全ての足場は、ＣＡＭへの良好な付着を示し、そして全ての膜は、同様の細胞浸潤を示した。図２１は、代表的な組織構造の画像を示す。

結論
データから、２ｄＤＲおよびＥ２の直接的付与、ならびにＰＨＢＶ繊維からのこれらの因子の漸次放出の双方が、ｅｘ−ｏｖｏ ＣＡＭアッセイにおいて血管新生を刺激したと結論付けることができる。これらの２つの小さな安定因子は、例えば、組織工学的構築体に用いられ、かつ血管新生をｉｎ ｖｉｖｏで促進するＴＥ足場の官能化に用いられる高い潜在性を有するような電界紡糸繊維中に容易に組み込まれた。

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［２７］ Ｙａｒ Ｍ， Ｇｉｇｌｉｏｂｉａｎｃｏ Ｇ， Ｓｈａｈｚａｄｉ Ｌ， Ｄｅｗ Ｌ， Ｓｉｄｄｉｑｉ ＳＡ， Ｋｈａｎ ＡＦ， ｅｔ ａｌ． Ｐｒｏｄｕｃｔｉｏｎ ｏｆ ｃｈｉｔｏｓａｎ ＰＶＡ ＰＣＬ ｈｙｄｒｏｇｅｌｓ ｔｏ ｂｉｎｄ ｈｅｐａｒｉｎ ａｎｄ ｉｎｄｕｃｅ ａｎｇｉｏｇｅｎｅｓｉｓ． Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｐｏｌｙｍｅｒｉｃ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ ａｎｄ Ｐｏｌｙｍｅｒｉｃ Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ． ２０１６；６５：４６６−７６．
［２８］ Ｓｈｅｐｈｅｒｄ Ｊ， Ｄｏｕｇｌａｓ Ｉ， Ｒｉｍｍｅｒ Ｓ， Ｓｗａｎｓｏｎ Ｌ， ＭａｃＮｅｉｌ Ｓ． Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ ｏｆ ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｔｉｓｓｕｅ−ｅｎｇｉｎｅｅｒｅｄ ｍｏｄｅｌｓ ｏｆ ｂａｃｔｅｒｉａｌ ｉｎｆｅｃｔｅｄ ｈｕｍａｎ ｓｋｉｎ ｗｏｕｎｄｓ． Ｔｉｓｓｕｅ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ Ｐａｒｔ Ｃ： Ｍｅｔｈｏｄｓ． ２００９；１５：４７５−８４．
［２９］ Ｙａｒ Ｍ， Ｓｈａｈｚａｄ Ｓ， Ｓｉｄｄｉｑｉ ＳＡ， Ｍａｈｍｏｏｄ Ｎ， Ｒａｕｆ Ａ， Ａｎｗａｒ ＭＳ， ｅｔ ａｌ． Ｔｒｉｅｔｈｙｌ ｏｒｔｈｏｆｏｒｍａｔｅ ｍｅｄｉａｔｅｄ ａ ｎｏｖｅｌ ｃｒｏｓｓｌｉｎｋｉｎｇ ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ ｔｈｅ ｐｒｅｐａｒａｔｉｏｎ ｏｆ ｈｙｄｒｏｇｅｌｓ ｆｏｒ ｔｉｓｓｕｅ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ： ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ ａｎｄ ｉｎ ｖｉｔｒｏ ｃｙｔｏｃｏｍｐａｔｉｂｉｌｉｔｙ ａｎａｌｙｓｉｓ． Ｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｓｃｉｅｎｃｅ ａｎｄ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ： Ｃ． ２０１５；５６：１５４−６４．
［３０］ Ｓｈａｈｚａｄｉ Ｌ， Ｙａｒ Ｍ， Ｊａｍａｌ Ａ， Ｓｉｄｄｉｑｉ ＳＡ， Ｃｈａｕｄｈｒｙ ＡＡ， Ｚａｈｉｄ Ｓ， ｅｔ ａｌ． Ｔｒｉｅｔｈｙｌ ｏｒｔｈｏｆｏｒｍａｔｅ ｃｏｖａｌｅｎｔｌｙ ｃｒｏｓｓ−ｌｉｎｋｅｄ ｃｈｉｔｏｓａｎ−（ｐｏｌｙ ｖｉｎｙｌ） ａｌｃｏｈｏｌ ｂａｓｅｄ ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅ ｓｃａｆｆｏｌｄｓ ｗｉｔｈ ｈｅｐａｒｉｎ−ｂｉｎｄｉｎｇ ａｂｉｌｉｔｙ ｆｏｒ ｐｒｏｍｏｔｉｎｇ ｎｅｏｖａｓｃｕｌａｒｉｓａｔｉｏｎ． Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ． ２０１６：０８８５３２８２１６６５０１２５．
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［３６］ Ｂａｄｙｌａｋ ＳＦ， Ｖａｌｅｎｔｉｎ ＪＥ， Ｒａｖｉｎｄｒａ ＡＫ， ＭｃＣａｂｅ ＧＰ， Ｓｔｅｗａｒｔ−Ａｋｅｒｓ ＡＭ． Ｍａｃｒｏｐｈａｇｅ ｐｈｅｎｏｔｙｐｅ ａｓ ａ ｄｅｔｅｒｍｉｎａｎｔ ｏｆ ｂｉｏｌｏｇｉｃ ｓｃａｆｆｏｌｄ ｒｅｍｏｄｅｌｉｎｇ． Ｔｉｓｓｕｅ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ Ｐａｒｔ Ａ． ２００８；１４：１８３５−４２．
［３７］ Ｃｈｕａ ＡＷＣ， Ｋｈｏｏ ＹＣ， Ｔａｎ ＢＫ， Ｔａｎ ＫＣ， Ｆｏｏ ＣＬ， Ｃｈｏｎｇ ＳＪ． Ｓｋｉｎ ｔｉｓｓｕｅ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ ａｄｖａｎｃｅｓ ｉｎ ｓｅｖｅｒｅ ｂｕｒｎｓ： ｒｅｖｉｅｗ ａｎｄ ｔｈｅｒａｐｅｕｔｉｃ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ． Ｂｕｒｎｓ ＆ ｔｒａｕｍａ． ２０１６；４：３．
［３８］ Ｂｌａｉｓ Ｍ， Ｐａｒｅｎｔｅａｕ−Ｂａｒｅｉｌ Ｒ， Ｃａｄａｕ Ｓ， Ｂｅｒｔｈｏｄ Ｆ． Ｃｏｎｃｉｓｅ Ｒｅｖｉｅｗ： Ｔｉｓｓｕｅ‐Ｅｎｇｉｎｅｅｒｅｄ Ｓｋｉｎ ａｎｄ Ｎｅｒｖｅ Ｒｅｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ ｉｎ Ｂｕｒｎ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ． Ｓｔｅｍ ｃｅｌｌｓ ｔｒａｎｓｌａｔｉｏｎａｌ ｍｅｄｉｃｉｎｅ． ２０１３；２：５４５−５１．
［３９］ Ｙｉ ＪＷ， Ｋｉｍ ＪＫ． Ｐｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅ ｒａｎｄｏｍｉｚｅｄ ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ ｏｆ ｓｃａｒ ａｐｐｅａｒａｎｃｅｓ ｂｅｔｗｅｅｎ ｃｏｇｒａｆｔ ｏｆ ａｃｅｌｌｕｌａｒ ｄｅｒｍａｌ ｍａｔｒｉｘ ｗｉｔｈ ａｕｔｏｌｏｇｏｕｓ ｓｐｌｉｔ−ｔｈｉｃｋｎｅｓｓ ｓｋｉｎ ａｎｄ ａｕｔｏｌｏｇｏｕｓ ｓｐｌｉｔ−ｔｈｉｃｋｎｅｓｓ ｓｋｉｎ ｇｒａｆｔ ａｌｏｎｅ ｆｏｒ ｆｕｌｌ−ｔｈｉｃｋｎｅｓｓ ｓｋｉｎ ｄｅｆｅｃｔｓ ｏｆ ｔｈｅ ｅｘｔｒｅｍｉｔｉｅｓ． Ｐｌａｓｔｉｃ ａｎｄ ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｖｅ ｓｕｒｇｅｒｙ． ２０１５；１３５：６０９ｅ−１６ｅ．
［４０］ Ｓｈａｒｍａ Ｋ， Ｂｕｌｌｏｃｋ Ａ， Ｒａｌｓｔｏｎ Ｄ， ＭａｃＮｅｉｌ Ｓ． Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ ｏｆ ａ ｏｎｅ−ｓｔｅｐ ａｐｐｒｏａｃｈ ｆｏｒ ｔｈｅ ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ ｏｆ ｆｕｌｌ ｔｈｉｃｋｎｅｓｓ ｓｋｉｎ ｄｅｆｅｃｔｓ ｕｓｉｎｇ ｍｉｎｃｅｄ ｓｐｌｉｔ ｔｈｉｃｋｎｅｓｓ ｓｋｉｎ ｇｒａｆｔｓ ａｎｄ ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅ ｓｙｎｔｈｅｔｉｃ ｓｃａｆｆｏｌｄｓ ａｓ ａ ｄｅｒｍａｌ ｓｕｂｓｔｉｔｕｔｅ． Ｂｕｒｎｓ． ２０１４；４０：９５７−６５．
［４１］ Ｂｏｔｔｃｈｅｒ−Ｈａｂｅｒｚｅｔｈ Ｓ， Ｂｉｅｄｅｒｍａｎｎ Ｔ， Ｒｅｉｃｈｍａｎｎ Ｅ． Ｔｉｓｓｕｅ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ ｏｆ ｓｋｉｎ． Ｂｕｒｎｓ． ２０１０；３６：４５０−６０．
［４２］ Ｂｏｙｃｅ ＳＴ， Ｋａｇａｎ ＲＪ， Ｙａｋｕｂｏｆｆ ＫＰ， Ｍｅｙｅｒ ＮＡ， Ｒｉｅｍａｎ ＭＴ， Ｇｒｅｅｎｈａｌｇｈ ＤＧ， ｅｔ ａｌ． Ｃｕｌｔｕｒｅｄ ｓｋｉｎ ｓｕｂｓｔｉｔｕｔｅｓ ｒｅｄｕｃｅ ｄｏｎｏｒ ｓｋｉｎ ｈａｒｖｅｓｔｉｎｇ ｆｏｒ ｃｌｏｓｕｒｅ ｏｆ ｅｘｃｉｓｅｄ， ｆｕｌｌ−ｔｈｉｃｋｎｅｓｓ ｂｕｒｎｓ． Ａｎｎａｌｓ ｏｆ ｓｕｒｇｅｒｙ． ２００２；２３５：２６９−７９．
［４３］ Ｓｕｐｐ ＤＭ， Ｂｏｙｃｅ ＳＴ． Ｅｎｇｉｎｅｅｒｅｄ ｓｋｉｎ ｓｕｂｓｔｉｔｕｔｅｓ： ｐｒａｃｔｉｃｅｓ ａｎｄ ｐｏｔｅｎｔｉａｌｓ． Ｃｌｉｎｉｃｓ ｉｎ ｄｅｒｍａｔｏｌｏｇｙ． ２００５；２３：４０３−１２．
［４４］ Ｌａｓｃｈｋｅ ＭＷ， Ｈａｒｄｅｒ Ｙ， Ａｍｏｎ Ｍ， Ｍａｒｔｉｎ Ｉ， Ｆａｒｈａｄｉ Ｊ， Ｒｉｎｇ Ａ， ｅｔ ａｌ． Ａｎｇｉｏｇｅｎｅｓｉｓ ｉｎ ｔｉｓｓｕｅ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ： ｂｒｅａｔｈｉｎｇ ｌｉｆｅ ｉｎｔｏ ｃｏｎｓｔｒｕｃｔｅｄ ｔｉｓｓｕｅ ｓｕｂｓｔｉｔｕｔｅｓ． Ｔｉｓｓｕｅ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ． ２００６；１２：２０９３−１０４．
［４５］ Ｈａｃｋｅｒ Ｓ， Ｍｉｔｔｅｒｍａｙｒ Ｒ， Ｎｉｃｋｌ Ｓ， Ｈａｉｄｅｒ Ｔ， Ｌｅｂｈｅｒｚ−Ｅｉｃｈｉｎｇｅｒ Ｄ， Ｂｅｅｒ Ｌ， ｅｔ ａｌ． Ｐａｒａｃｒｉｎｅ ｆａｃｔｏｒｓ ｆｒｏｍ ｉｒｒａｄｉａｔｅｄ ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ ｂｌｏｏｄ ｍｏｎｏｎｕｃｌｅａｒ ｃｅｌｌｓ ｉｍｐｒｏｖｅ ｓｋｉｎ ｒｅｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ ａｎｄ ａｎｇｉｏｇｅｎｅｓｉｓ ｉｎ ａ ｐｏｒｃｉｎｅ ｂｕｒｎ ｍｏｄｅｌ． Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ ｒｅｐｏｒｔｓ． ２０１６；６．
［４６］ Ｎｇｕｙｅｎ ＤＱ， Ｐｏｔｏｋａｒ ＴＳ， Ｐｒｉｃｅ Ｐ． Ａｎ ｏｂｊｅｃｔｉｖｅ ｌｏｎｇ−ｔｅｒｍ ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ Ｉｎｔｅｇｒａ （ａ ｄｅｒｍａｌ ｓｋｉｎ ｓｕｂｓｔｉｔｕｔｅ） ａｎｄ ｓｐｌｉｔ ｔｈｉｃｋｎｅｓｓ ｓｋｉｎ ｇｒａｆｔｓ， ｉｎ ａｃｕｔｅ ｂｕｒｎｓ ａｎｄ ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｖｅ ｓｕｒｇｅｒｙ． Ｂｕｒｎｓ． ２０１０；３６：２３−８．
［４７］ Ｗｅｉｇｅｒｔ Ｒ， Ｃｈｏｕｇｈｒｉ Ｈ， Ｃａｓｏｌｉ Ｖ． Ｍａｎａｇｅｍｅｎｔ ｏｆ ｓｅｖｅｒｅ ｈａｎｄ ｗｏｕｎｄｓ ｗｉｔｈ Ｉｎｔｅｇｒａ（登録商標） ｄｅｒｍａｌ ｒｅｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ ｔｅｍｐｌａｔｅ． Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｈａｎｄ Ｓｕｒｇｅｒｙ （Ｅｕｒｏｐｅａｎ Ｖｏｌｕｍｅ）． ２０１１；３６：１８５−９３．
［４８］ Ｃｌｅｌａｎｄ Ｈ， Ｗａｓｉａｋ Ｊ， Ｄｏｂｓｏｎ Ｈ， Ｐａｕｌ Ｍ， Ｐｒａｔｔ Ｇ， Ｐａｕｌ Ｅ， ｅｔ ａｌ． Ｃｌｉｎｉｃａｌ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ ａｎｄ ｖｉａｂｉｌｉｔｙ ｏｆ ｃｒｙｏｐｒｅｓｅｒｖｅｄ ｃａｄａｖｅｒｉｃ ｓｋｉｎ ａｌｌｏｇｒａｆｔｓ ｉｎ ｓｅｖｅｒｅ ｂｕｒｎ： ａ ｒｅｔｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅ ａｎａｌｙｓｉｓ． Ｂｕｒｎｓ． ２０１４；４０：６１−６．
［４９］ ＭａｃＮｅｉｌ Ｓ． Ｐｒｏｇｒｅｓｓ ａｎｄ ｏｐｐｏｒｔｕｎｉｔｉｅｓ ｆｏｒ ｔｉｓｓｕｅ−ｅｎｇｉｎｅｅｒｅｄ ｓｋｉｎ． Ｎａｔｕｒｅ． ２００７；４４５：８７４−８０．
［５０］ Ｓａｈｏｔａ ＰＳ， Ｂｕｒｎ ＪＬ， Ｈｅａｔｏｎ Ｍ， Ｆｒｅｅｄｌａｎｄｅｒ Ｅ， Ｓｕｖａｒｎａ ＳＫ， Ｂｒｏｗｎ ＮＪ， ｅｔ ａｌ． Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ ｏｆ ａ ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｅｄ ｈｕｍａｎ ｓｋｉｎ ｍｏｄｅｌ ｆｏｒ ａｎｇｉｏｇｅｎｅｓｉｓ． Ｗｏｕｎｄ ｒｅｐａｉｒ ａｎｄ ｒｅｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ． ２００３；１１：２７５−８４．

本発明の特定の態様および実施形態が、以下のパラグラフにおいて記載される。

パラグラフ１．創傷治癒の促進に使用されるＤ−デオキシリボース糖および／またはエストラジオール。

パラグラフ２．Ｄ−デオキシリボースは、２−デオキシリボースである、パラグラフ１に従う使用用のＤ−デオキシリボース糖および／またはエストラジオール。

パラグラフ３．創傷治癒の促進に用いられるＬ−デオキシ糖。
パラグラフ４．Ｌ−デオキシ糖は、Ｌ−デオキシリボース、Ｌ−デオキシフコース、およびＬ−デオキシラムノースから選択される、パラグラフ３に従う使用用のＬ−デオキシ糖、
パラグラフ５．糖は、局所投与用である、パラグラフ１〜２のいずれか１つに従う使用用のＤ−デオキシリボース糖および／もしくはエストラジオール、またはパラグラフ３もしくは４に従う使用用のＬ−デオキシ糖。

パラグラフ６．糖は、担体中に用意される、前記パラグラフのいずれかに従う使用用のＤ−デオキシリボース糖、エストラジオール、またはＬ−デオキシ糖。

パラグラフ７．担体は、生体適合性マトリックス材料である、パラグラフ６に従う使用用のＤ−デオキシリボース糖、エストラジオール、またはＬ−デオキシ糖。

パラグラフ８．マトリックス材料は、電界紡糸された足場である、パラグラフ７に従う使用用のＤ−デオキシリボース糖、エストラジオール、またはＬ−デオキシ糖。

パラグラフ９．電界紡糸された足場は、ポリカプロラクトン足場である、パラグラフ８に従う使用用のＤ−デオキシリボース糖、エストラジオール、またはＬ−デオキシ糖。

パラグラフ１０．担体は、ヒドロゲルである、請求項６に記載の使用用のＤ−デオキシリボース糖、エストラジオール、またはＬ−デオキシ糖。

パラグラフ１１．ヒドロゲルは、架橋ヒドロゲルである、パラグラフ１０に従う使用用のＤ−デオキシリボース糖、エストラジオール、またはＬ−デオキシ糖。

パラグラフ１２．ヒドロゲルは、キトサン、ゼラチン、アルギナート、アガロース、メチルセルロース、ヒアルロナン、またはそれらのあらゆる組合せの少なくとも１つを含む、パラグラフ１０またはパラグラフ１１に従う使用用のＤ−デオキシリボース糖、エストラジオール、またはＬ−デオキシ糖。

パラグラフ１３．ヒドロゲルは、キトサンおよびコラーゲンを含む、パラグラフ１０〜１２のいずれか１つに従う使用用のＤ−デオキシリボース糖、エストラジオール、またはＬ−デオキシ糖。

パラグラフ１４．ヒドロゲルは、ポリビニルアルコール、ポリアクリル酸ナトリウム、アクリラートポリマー、またはそれらのあらゆる組合せを含む、パラグラフ１０〜１３のいずれか１つに従う使用用のＤ−デオキシリボース糖、エストラジオール、またはＬ−デオキシ糖。

パラグラフ１５．ヒドロゲルは、キトサンおよびポリビニルアルコールを含む、パラグラフ１０〜１４のいずれか１つに従う使用用のＤ−デオキシリボース糖、エストラジオール、またはＬ−デオキシ糖。

パラグラフ１６．担体は、抗菌剤をさらに含む、パラグラフ６〜１５のいずれか１つに従う使用用のＤ−デオキシリボース糖、エストラジオール、またはＬ−デオキシ糖。

パラグラフ１７．創傷は、慢性創傷である、前記パラグラフのいずれかに従う使用用のＤ−デオキシリボース糖、エストラジオール、またはＬ−デオキシ糖。

パラグラフ１８．創傷は、全層創傷である、前記パラグラフのいずれかに従う使用用のＤ−デオキシリボース糖、エストラジオール、またはＬ−デオキシ糖。

パラグラフ１９．創傷は、火傷である、前記パラグラフのいずれかに従う使用用のＤ−デオキシリボース糖、エストラジオール、またはＬ−デオキシ糖。

パラグラフ２０．Ｄ−デオキシリボース糖および／またはエストラジオールを含む生体適合性マトリックス材料。

パラグラフ２１．Ｌ−デオキシ糖を含む生体適合性マトリックス材料。

パラグラフ２２．マトリックス材料は、電界紡糸された足場である、パラグラフ２０またはパラグラフ２１に従う生体適合性マトリックス材料。

パラグラフ２３．電界紡糸された足場は、ポリカプロラクトン足場である、パラグラフ２２に従う生体適合性マトリックス材料。

パラグラフ２４．Ｄ−デオキシリボース糖および／またはエストラジオールを含むヒドロゲル。

パラグラフ２５．Ｌ−デオキシ糖を含むヒドロゲル。

パラグラフ２６．ヒドロゲルは、キトサン、ゼラチン、アルギナート、アガロース、メチルセルロース、ヒアルロナン、またはそれらのあらゆる組合せの少なくとも１つを含む、パラグラフ２４またはパラグラフ２５に従うヒドロゲル。

パラグラフ２７．ヒドロゲルは、キトサンおよびコラーゲンを含む、パラグラフ２４〜２６のいずれか１つに従うヒドロゲル。

パラグラフ２８．ヒドロゲルは、ポリビニルアルコール、ポリアクリル酸ナトリウム、アクリラートポリマー、またはそれらのあらゆる組合せを含む、パラグラフ２４〜２７のいずれか１つに従うヒドロゲル。

パラグラフ２９．ヒドロゲルは、キトサンおよびポリビニルアルコールを含む、パラグラフ２４〜２８のいずれか１つに従うヒドロゲル。

パラグラフ３０．創傷治癒の促進に使用され、または脱毛症の処置に使用される、パラグラフ２０〜２３の生体適合性材料。

パラグラフ３１．創傷治癒の促進に使用され、または脱毛症の処置に使用される、パラグラフ２４〜２９のヒドロゲル。

パラグラフ３２．創傷床において血管化を増大させ、または誘導する方法に使用される、パラグラフ２０〜２３の生体適合性材料。

パラグラフ３３．創傷床において血管新生を増大させ、または誘導する方法に使用される、パラグラフ２４〜２９のヒドロゲル。

パラグラフ３４．Ｄ−デオキシリボース糖および／またはエストラジオールを創傷に投与することを含む、創傷床において血管新生を増大させ、または誘導する方法。

パラグラフ３５．創傷にＬ−デオキシ糖を投与することを含む、創傷床において血管新生を増大させ、または誘導する方法。

パラグラフ３６．前記糖および／またはエストラジオールは、創傷床に局所投与される、パラグラフ３４またはパラグラフ３５の方法。

パラグラフ３７．脱毛症の処置に使用されるＤ−デオキシリボース糖および／またはエストラジオール。

パラグラフ３８．Ｄ−デオキシリボースは、２−デオキシリボースである、パラグラフ３７に従う使用用のＤ−デオキシリボース糖。

パラグラフ３９．脱毛症の処置に使用されるＬ−デオキシ糖。

パラグラフ４０．Ｌ−デオキシ糖は、Ｌ−デオキシリボース、Ｌ−デオキシフコース、およびＬ−デオキシラムノースから選択される、パラグラフ３９に従う使用用のＬ−デオキシ糖。

パラグラフ４１．糖は、局所投与用である、パラグラフ３７〜３８のいずれか１つに従う使用用のＤ−デオキシリボース糖および／もしくはエストラジオール、またはパラグラフ３９〜４０に従う使用用のＬ−デオキシ糖。

パラグラフ４２．糖は、担体中に用意される、パラグラフ３７〜３８、もしくは４１のいずれか１つに従う使用用のＤ−デオキシリボース糖および／もしくはオエストラジオール、またはパラグラフ３９〜４１に従うＬ−デオキシ糖。

パラグラフ４３．担体は、生体適合性マトリックス材料である、パラグラフ４２に従う使用用のＤ−デオキシリボース糖、およびエストラジオールまたはＬ−デオキシ糖。

パラグラフ４４．マトリックス材料は、電界紡糸された足場である、パラグラフ４３に従う使用用のＤ−デオキシリボース糖、およびエストラジオールまたはＬ−デオキシ糖。

パラグラフ４５．電界紡糸された足場は、ポリカプロラクトン足場である、パラグラフ４４に従う使用用のＤ−デオキシリボース糖、およびエストラジオールまたはＬ−デオキシ糖。

パラグラフ４６．担体は、ヒドロゲルである、パラグラフ４３に従う使用用のＤ−デオキシリボース糖、およびエストラジオールまたはＬ−デオキシ糖。

パラグラフ４７．ヒドロゲルは、架橋ヒドロゲルである、パラグラフ４６に従う使用用のＤ−デオキシリボース糖、およびエストラジオールまたはＬ−デオキシ糖。

パラグラフ４８．ヒドロゲルは、キトサン、ゼラチン、アルギナート、アガロース、メチルセルロース、ヒアルロナン、またはそれらのあらゆる組合せの少なくとも１つを含む、パラグラフ４６またはパラグラフ４７に従う使用用のＤ−デオキシリボース糖、およびエストラジオールまたはＬ−デオキシ糖。

パラグラフ４９．ヒドロゲルは、キトサンおよびコラーゲンを含む、パラグラフ４６〜４８のいずれか１つに従う使用用のＤ−デオキシリボース糖、およびエストラジオールまたはＬ−デオキシ糖。

パラグラフ５０．ヒドロゲルは、ポリビニルアルコール、ポリアクリル酸ナトリウム、アクリラートポリマー、またはそれらのあらゆる組合せを含む、パラグラフ４６〜４９のいずれか１つに従う使用用のＤ−デオキシリボース糖、およびエストラジオールまたはＬ−デオキシ糖。

パラグラフ５１．ヒドロゲルは、キトサンおよびポリビニルアルコールを含む、パラグラフ４２〜３６のいずれか１つに従う使用用のＤ−デオキシリボース糖、およびエストラジオールまたはＬ−デオキシ糖。

パラグラフ５２．担体は、抗菌剤をさらに含む、パラグラフ４２〜５１のいずれか１つに従う使用用のＤ−デオキシリボース糖、およびエストラジオールまたはＬ−デオキシ糖。

パラグラフ５３．毛の再生を促進する非治療的方法であって、Ｄ−デオキシリボース糖および／またはエストラジオールを含む組成物の投与を含む方法。

パラグラフ５４．前記方法は、Ｄ−デオキシリボース糖および／またはエストラジオールを含む組成物の、単離された毛包への投与を含む、パラグラフ５３に記載の毛の再生を促進する非治療的方法。

パラグラフ５５．Ｄ−デオキシリボースは、２−デオキシリボースである、パラグラフ５３またはパラグラフ５４に記載の毛の再生を促進する非治療的方法。

パラグラフ５６．毛の再生を促進する非治療的方法であって、Ｌ−デオキシ糖を含む組成物の投与を含む方法。

パラグラフ５７．前記方法は、Ｌ−デオキシ糖を含む組成物の、単離された毛包への投与を含む、パラグラフ５６に記載の毛の再生を促進する非治療的方法。

パラグラフ５８．Ｌ−デオキシ糖は、Ｌ−デオキシリボース、Ｌ−デオキシフコース、Ｌ−デオキシラムノースから選択される、パラグラフ４６またはパラグラフ５７に記載の毛の再生を促進する非治療的方法。

パラグラフ５９．糖および／またはエストラジオールは、局所投与用である、パラグラフ５３〜５８のいずれか１つに従う毛の再生を促進する非治療的方法。

パラグラフ６０．糖またはエストラジオールは、担体中に用意される、パラグラフ５３〜５９のいずれか１つに従う毛の再生を促進する非治療的方法。

パラグラフ６１．担体は、生体適合性マトリックス材料である、パラグラフ６０に従う毛の再生を促進する非治療的方法。

パラグラフ６２．マトリックス材料は、電界紡糸された足場である、パラグラフ６１に従う毛の再生を促進する非治療的方法。

パラグラフ６３．電界紡糸された足場は、ポリカプロラクトン足場である、パラグラフ６２に従う毛の再生を促進する非治療的方法。

パラグラフ６４．担体は、ヒドロゲルである、パラグラフ６３に従う毛の再生を促進する非治療的方法。

パラグラフ６５．ヒドロゲルは、架橋ヒドロゲルである、パラグラフ６４に従う毛の再生を促進する非治療的方法。

パラグラフ６６．ヒドロゲルは、キトサン、ゼラチン、アルギナート、アガロース、メチルセルロース、ヒアルロナン、またはそれらのあらゆる組合せの少なくとも１つを含む、パラグラフ６４またはパラグラフ６５に従う毛の再生を促進する非治療的方法。

パラグラフ６７．ヒドロゲルは、キトサンおよびコラーゲンを含む、パラグラフ６４〜６５のいずれか１つに従う毛の再生を促進する非治療的方法。

パラグラフ６８．ヒドロゲルは、ポリビニルアルコール、ポリアクリル酸ナトリウム、アクリラートポリマー、またはそれらのあらゆる組合せを含む、パラグラフ６４〜６７のいずれか１つに従う毛の再生を促進する非治療的方法。

パラグラフ６９ヒドロゲルは、キトサンおよびポリビニルアルコールを含む、パラグラフ６４〜６８のいずれか１つに従う毛の再生を促進する非治療的方法。

パラグラフ７０．担体は、抗菌剤をさらに含む、パラグラフ６０〜６９のいずれか１つに従う毛の再生を促進する非治療的方法。

パラグラフ７１．創傷治癒の促進に使用され、または脱毛症の処置に使用される、Ｄ−デオキシリボース糖もしくはエストラジオール、またはその薬学的塩もしくは誘導体を含む薬学的組成物。

パラグラフ７２．創傷治癒の促進に使用され、または脱毛症の処置に使用される、Ｌ−デオキシ糖、またはその薬学的塩もしくは誘導体を含む薬学的組成物。

パラグラフ７３．組成物は、抗菌剤をさらに含む、パラグラフ７１またはパラグラフ７２に従う薬学的組成物。

パラグラフ７４．組成物は、単離された毛包を含む、パラグラフ７１〜７３のいずれか１つに従う薬学的組成物。

パラグラフ７５．パラグラフ２０〜２３のいずれか１つに従う生体適合性マトリックス材料を含む創傷包帯。

パラグラフ７６．パラグラフ２４〜２９のいずれか１つに従うヒドロゲルを含む創傷包帯。

パラグラフ７７．パラグラフ７１〜７４のいずれか１つに従う薬学的組成物を含む創傷包帯。

パラグラフ７８．添付の図面を参照して本明細書中に実質的に記載される使用用のＤ−デオキシリボース糖。

パラグラフ７９．添付の図面を参照して本明細書中に実質的に記載される使用用のＬ−デオキシ糖。

パラグラフ８０．添付の図面を参照して本明細書中に実質的に記載されるヒドロゲル。

パラグラフ８１．添付の図面を参照して本明細書中に実質的に記載されるヒドロゲル。

パラグラフ８２．添付の図面を参照して本明細書中に実質的に記載される薬学的組成物。

Claims (73)

1. 創傷治癒を促進するのに使用されるＤ−デオキシリボース糖であって、前記糖が、担体内に用意され、前記担体が、生体適合性マトリックス材料またはヒドロゲルである、Ｄ−デオキシリボース糖。
2. 前記Ｄ−デオキシリボースが、２−デオキシリボースである、請求項１に記載の使用用のＤ−デオキシリボース糖。
3. 前記担体が生分解性担体である、請求項１または２に記載の使用用のＤ−デオキシリボース糖。
4. 前記マトリックス材料が、電界紡糸された足場である、請求項１〜３のいずれか一項に記載の使用用のＤ−デオキシリボース糖。
5. 前記電界紡糸された足場が、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリグリコリド（ＰＧＡ）、ポリ（乳酸−ｃｏ−グリコール酸）（ＰＬＧＡ）、またはポリ（３−ヒドロキシブチラート−ｃｏ−３−ヒドロキシバレラート）ＰＨＢＶの少なくとも１つを含む、請求項４に記載の使用用のＤ−デオキシリボース糖。
6. 前記ヒドロゲルが、架橋ヒドロゲルである、請求項１または２に記載の使用用のＤ−デオキシリボース糖。
7. 前記ヒドロゲルが、キトサン、ゼラチン、アルギナート、アガロース、メチルセルロース、ヒアルロナン、またはそれらのあらゆる組合せの少なくとも１つを含む、請求項１または６に記載の使用用のＤ−デオキシリボース糖。
8. 前記ヒドロゲルが、キトサンおよびコラーゲンを含む、請求項７に記載の使用用のＤ−デオキシリボース糖。
9. 前記ヒドロゲルが、ポリビニルアルコール、ポリアクリル酸ナトリウム、アクリラートポリマー、またはそれらのあらゆる組合せを含む、請求項７または８に記載の使用用のＤ−デオキシリボース糖。
10. 前記ヒドロゲルが、キトサンおよびポリビニルアルコールを含む、請求項６〜９のいずれか一項に記載の使用用のＤ−デオキシリボース糖。
11. 前記担体が、抗菌剤をさらに含む、請求項１〜１０のいずれか一項に記載の使用用のＤ−デオキシリボース糖。
12. 前記創傷が慢性創傷である、請求項１〜１１のいずれか一項に記載の使用用のＤ−デオキシリボース糖。
13. 前記創傷が全層創傷である、請求項１〜１２のいずれか一項に記載の使用用のＤ−デオキシリボース糖。
14. 前記創傷が火傷である、請求項１〜１３のいずれか一項に記載の使用用のＤ−デオキシリボース糖。
15. Ｄ−デオキシリボース糖を含む生体適合性マトリックス材料。
16. 前記マトリックス材料が、電界紡糸された足場である、請求項１５に記載の生体適合性マトリックス材料。
17. 前記電界紡糸された足場が、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリグリコリド（ＰＧＡ）、ポリ（乳酸−ｃｏ−グリコール酸）（ＰＬＧＡ）、またはポリ（３−ヒドロキシブチラート−ｃｏ−３−ヒドロキシバレラート）ＰＨＢＶの少なくとも１つを含む、請求項１７に記載の生体適合性マトリックス材料。
18. Ｄ−デオキシリボース糖を含むヒドロゲル。
19. 前記ヒドロゲルが、キトサン、ゼラチン、アルギナート、アガロース、メチルセルロース、ヒアルロナン、またはそれらのあらゆる組合せの少なくとも１つを含む、請求項１８に記載のヒドロゲル。
20. 前記ヒドロゲルが、キトサンおよびコラーゲンを含む、請求項１８または１９に記載のヒドロゲル。
21. 前記ヒドロゲルが、ポリビニルアルコール、ポリアクリル酸ナトリウム、アクリラートポリマー、またはそれらのあらゆる組合せを含む、請求項１８〜２０のいずれか一項に記載のヒドロゲル。
22. 前記ヒドロゲルが、キトサンおよびポリビニルアルコールを含む、請求項１８〜２１のいずれか一項に記載のヒドロゲル。
23. 創傷治癒の促進に使用され、または脱毛症の処置に使用される、請求項１５〜１７のいずれか一項に記載の生体適合性材料。
24. 創傷治癒の促進に使用され、または脱毛症の処置に使用される、請求項１８〜２２のいずれか一項に記載のヒドロゲル。
25. 創傷床において血管化を増大させ、または誘導する方法に使用される、請求項１５〜１７のいずれか一項に記載の生体適合性材料。
26. 創傷床において血管新生を増大させ、または誘導する方法に使用される、請求項１８〜２２のいずれか一項に記載のヒドロゲル。
27. 脱毛症の処置に使用されるＤ−デオキシリボース糖であって、前記糖が、担体内に用意され、前記担体が、生体適合性マトリックス材料またはヒドロゲルである、Ｄ−デオキシリボース糖。
28. 前記Ｄ−デオキシリボースが、２−デオキシリボースである、請求項２７に記載の使用用のＤ−デオキシリボース糖。
29. 前記担体が生分解性担体である、請求項２７または２８に記載の使用用のＤ−デオキシリボース糖。
30. 前記マトリックス材料が、電界紡糸された足場である、請求項２７〜２９のいずれか一項に記載の使用用のＤ−デオキシリボース糖。
31. 前記電界紡糸された足場が、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリグリコリド（ＰＧＡ）、ポリ（乳酸−ｃｏ−グリコール酸）（ＰＬＧＡ）、またはポリ（３−ヒドロキシブチラート−ｃｏ−３−ヒドロキシバレラート）ＰＨＢＶの少なくとも１つを含む、請求項３０に記載の使用用のＤ−デオキシリボース糖。
32. 前記ヒドロゲルが架橋ヒドロゲルである、請求項２７または２８に記載の使用用のＤ−デオキシリボース糖。
33. 前記ヒドロゲルが、キトサン、ゼラチン、アルギナート、アガロース、メチルセルロース、ヒアルロナン、またはそれらのあらゆる組合せの少なくとも１つを含む、請求項２７または３２に記載の使用用のＤ−デオキシリボース糖。
34. 前記ヒドロゲルが、キトサンおよびコラーゲンを含む、請求項３３に記載の使用用のＤ−デオキシリボース糖。
35. 前記ヒドロゲルが、ポリビニルアルコール、ポリアクリル酸ナトリウム、アクリラートポリマー、またはそれらのあらゆる組合せを含む、請求項３３または３４に記載の使用用のＤ−デオキシリボース糖。
36. 前記ヒドロゲルが、キトサンおよびポリビニルアルコールを含む、請求項３２〜３５のいずれか一項に記載の使用用のＤ−デオキシリボース糖。
37. 前記担体が抗菌剤をさらに含む、請求項２７〜３６のいずれか一項に記載の使用用のＤ−デオキシリボース糖。
38. 毛の再生を促進する非治療的方法であって、前記方法が、Ｄ−デオキシリボース糖の投与を含み、前記糖が、担体内に用意され、前記担体が、生体適合性マトリックス材料またはヒドロゲルである、方法。
39. 前記Ｄ−デオキシリボースが、２−デオキシリボースである、請求項３８に記載の毛の再生を促進する非治療的方法。
40. 前記担体が生分解性担体である、請求項３８または３９に記載の毛の再生を促進する非治療的方法。
41. 前記マトリックス材料が、電界紡糸された足場である、請求項３８〜４０のいずれか一項に記載の毛の再生を促進する非治療的方法。
42. 前記電界紡糸された足場が、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリグリコリド（ＰＧＡ）、ポリ（乳酸−ｃｏ−グリコール酸）（ＰＬＧＡ）、またはポリ（３−ヒドロキシブチラート−ｃｏ−３−ヒドロキシバレラート）ＰＨＢＶの少なくとも１つを含む、請求項４１に記載の毛の再生を促進する非治療的方法。
43. 前記ヒドロゲルが架橋ヒドロゲルである、請求項４１または４２に記載の毛の再生を促進する非治療的方法。
44. 前記ヒドロゲルが、キトサン、ゼラチン、アルギナート、アガロース、メチルセルロース、ヒアルロナン、またはそれらのあらゆる組合せの少なくとも１つを含む、請求項３８または４３に記載の毛の再生を促進する非治療的方法。
45. 前記ヒドロゲルが、キトサンおよびコラーゲンを含む、請求項４４に記載の毛の再生を促進する非治療的方法。
46. 前記ヒドロゲルが、ポリビニルアルコール、ポリアクリル酸ナトリウム、アクリラートポリマー、またはそれらのあらゆる組合せを含む、請求項４４または４５に記載の毛の再生を促進する非治療的方法。
47. 前記ヒドロゲルが、キトサンおよびポリビニルアルコールを含む、請求項４３〜４７のいずれか一項に記載の毛の再生を促進する非治療的方法。
48. 前記担体が抗菌剤をさらに含む、請求項３８〜４７のいずれか一項に記載の使用用のＤ−デオキシリボース糖。
49. 請求項１５〜１７のいずれか一項に記載の生体適合性マトリックス材料を含む創傷包帯。
50. 請求項１８〜２２のいずれか一項に記載のヒドロゲルを含む創傷包帯。
51. 創傷治癒を促進するのに使用されるエストラジオールであって、前記エストラジオールが、担体内に用意され、前記担体が、生体適合性マトリックス材料またはヒドロゲルである、エストラジオール。
52. 脱毛症の処置に使用されるエストラジオールであって、前記エストラジオールが、担体内に用意され、前記担体が、生体適合性マトリックス材料またはヒドロゲルである、エストラジオール。
53. 前記担体が生分解性担体である、請求項５１または５２に記載の使用用のエストラジオール。
54. 前記マトリックス材料が、電界紡糸された足場である、請求項５１〜５３のいずれか一項に記載の使用用のエストラジオール。
55. 前記電界紡糸された足場が、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリグリコリド（ＰＧＡ）、ポリ（乳酸−ｃｏ−グリコール酸）（ＰＬＧＡ）、またはポリ（３−ヒドロキシブチラート−ｃｏ−３−ヒドロキシバレラート）ＰＨＢＶの少なくとも１つを含む、請求項５４に記載の使用用のエストラジオール。
56. 前記ヒドロゲルが架橋ヒドロゲルである、請求項５１または５２に記載の使用用のエストラジオール。
57. 前記ヒドロゲルが、キトサン、ゼラチン、アルギナート、アガロース、メチルセルロース、ヒアルロナン、またはそれらのあらゆる組合せの少なくとも１つを含む、請求項５１または５６に記載の使用用のエストラジオール。
58. 前記ヒドロゲルが、キトサンおよびコラーゲンを含む、請求項５７に記載の使用用のエストラジオール。
59. 前記ヒドロゲルが、ポリビニルアルコール、ポリアクリル酸ナトリウム、アクリラートポリマー、またはそれらのあらゆる組合せを含む、請求項５７または５８に記載の使用用のエストラジオール。
60. 前記ヒドロゲルが、キトサンおよびポリビニルアルコールを含む、請求項５６〜５９のいずれか一項に記載の使用用のエストラジオール。
61. 前記担体が抗菌剤をさらに含む、請求項５１〜６０のいずれか一項に記載の使用用のエストラジオール。
62. 前記創傷が慢性創傷である、請求項５１〜６１のいずれか一項に記載の使用用のエストラジオール。
63. 前記創傷が全層創傷である、請求項５１〜６２のいずれか一項に記載の使用用のエストラジオール。
64. 前記創傷が火傷である、請求項５１〜６３のいずれか一項に記載の使用用のエストラジオール。
65. 毛の再生を促進する非治療的方法であって、前記方法が、エストラジオールの投与を含み、前記エストラジオールが、担体内に用意され、前記担体が、生体適合性マトリックス材料またはヒドロゲルである、方法。
66. 前記担体が生分解性担体である、請求項６５に記載の毛の再生を促進する非治療的方法。
67. 前記マトリックス材料が、電界紡糸された足場である、請求項６５または６６に記載の毛の再生を促進する非治療的方法。
68. 前記電界紡糸された足場が、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリグリコリド（ＰＧＡ）、ポリ（乳酸−ｃｏ−グリコール酸）（ＰＬＧＡ）、またはポリ（３−ヒドロキシブチラート−ｃｏ−３−ヒドロキシバレラート）ＰＨＢＶの少なくとも１つを含む、請求項６７に記載の毛の再生を促進する非治療的方法。
69. 前記ヒドロゲルが架橋ヒドロゲルである、請求項６５または６６に記載の毛の再生を促進する非治療的方法。
70. 前記ヒドロゲルが、キトサン、ゼラチン、アルギナート、アガロース、メチルセルロース、ヒアルロナン、またはそれらのあらゆる組合せの少なくとも１つを含む、請求項６５または６９に記載の毛の再生を促進する非治療的方法。
71. 前記ヒドロゲルが、キトサンおよびコラーゲンを含む、請求項６５または６６に記載の毛の再生を促進する非治療的方法。
72. 前記ヒドロゲルが、ポリビニルアルコール、ポリアクリル酸ナトリウム、アクリラートポリマー、またはそれらのあらゆる組合せを含む、請求項６５または６６に記載の毛の再生を促進する非治療的方法。
73. 前記ヒドロゲルが、キトサンおよびポリビニルアルコールを含む、請求項６５または６６に記載の毛の再生を促進する非治療的方法。
    

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